JPS60210245A - 超音波ドプラ診断装置 - Google Patents
超音波ドプラ診断装置Info
- Publication number
- JPS60210245A JPS60210245A JP59063282A JP6328284A JPS60210245A JP S60210245 A JPS60210245 A JP S60210245A JP 59063282 A JP59063282 A JP 59063282A JP 6328284 A JP6328284 A JP 6328284A JP S60210245 A JPS60210245 A JP S60210245A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- signal
- logarithmic
- blood flow
- output
- signals
- Prior art date
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- Granted
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Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
- A61B8/06—Measuring blood flow
Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
［技術分野］
本発明は超高波ド１う診断装置、特に生体内部の血流の
検出あるいは血流速度、血流量等を測定するだめの改良
された超音波ドプラ診断装置に関する。
検出あるいは血流速度、血流量等を測定するだめの改良
された超音波ドプラ診断装置に関する。
［従来技術］
生体内の運動部例えば心臓、血管等の血流を無侵襲にて
検出又は口側づるために超音波ドプラ法が広く用いられ
ている。
検出又は口側づるために超音波ドプラ法が広く用いられ
ている。
一般に、血流に対して超音波が送受波されると、このと
きの血流の移動量によって超音波周波数は偏移を受け、
これによって、前記血流の動きを知ることができる。
きの血流の移動量によって超音波周波数は偏移を受け、
これによって、前記血流の動きを知ることができる。
しかしながら、一般に、血流からの超音波反ｑ４波は血
流周辺にある血管壁、臓器壁からの反射信号（以下壁信
号という）と混在することとなり、特に血流信号は壁信
号に比べて微弱であるという問題がある。
流周辺にある血管壁、臓器壁からの反射信号（以下壁信
号という）と混在することとなり、特に血流信号は壁信
号に比べて微弱であるという問題がある。
前記壁信号を小さくり−るために、超音波ヒームを尖鋭
にり−ることが好適であるが、このような尖鋭化にも限
界があり、通常の場合、反Ｑ、１波には高レベルの壁信
号と低レベルの血流信号どの両者か共に含まれることと
なり、この結果、本来必要とする血流信号に対して強い
壁信号が大ぎな妨げとなる欠点があった。
にり−ることが好適であるが、このような尖鋭化にも限
界があり、通常の場合、反Ｑ、１波には高レベルの壁信
号と低レベルの血流信号どの両者か共に含まれることと
なり、この結果、本来必要とする血流信号に対して強い
壁信号が大ぎな妨げとなる欠点があった。
前記血流信号と壁信号との分離は従来にＪ３い−Ｃも、
周波数の差によっＣ行われ、す”なりも、壁信号は元来
動きのない部分からの反射波であり、超音波ドプラ法に
よって参照波との比較が行われた後におい−（はその周
波数は低くなり、一方、動きのある血流からの反射波は
超音波ドプラ作用によって高い周波数となり、この周波
数差を用いて両名の分離が行われている。両信号が混在
した出力はフィルタを通りことにより、弱い血流信号に
比較して強い【）れどｂ低い周波数である壁信号が除ム
可能ｅある。
周波数の差によっＣ行われ、す”なりも、壁信号は元来
動きのない部分からの反射波であり、超音波ドプラ法に
よって参照波との比較が行われた後におい−（はその周
波数は低くなり、一方、動きのある血流からの反射波は
超音波ドプラ作用によって高い周波数となり、この周波
数差を用いて両名の分離が行われている。両信号が混在
した出力はフィルタを通りことにより、弱い血流信号に
比較して強い【）れどｂ低い周波数である壁信号が除ム
可能ｅある。
しかしながら、このような従来装同にＪ３い（も、微細
白餡においでは壁信号と血流信号との出力レベル比が極
めて大きく、血流１５号を十分に検出ぐさる程疫に大き
な増幅度を与えると、受信部内（゛は強い壁信号出力に
にって飽和してしまい、この結果、本来必要とされる血
流信号の検出自体が困り１（になってしまうという問題
があった。
白餡においでは壁信号と血流信号との出力レベル比が極
めて大きく、血流１５号を十分に検出ぐさる程疫に大き
な増幅度を与えると、受信部内（゛は強い壁信号出力に
にって飽和してしまい、この結果、本来必要とされる血
流信号の検出自体が困り１（になってしまうという問題
があった。
［発明の目的Ｊ
本発明は上記従来の課題に鑑みなされたものぐあり、微
細血管Ａ５心城壁に近い自流を自効に検出可能な改良さ
れた超音波ドプラ診断装２（（！−提供りることを目的
とりる。
細血管Ａ５心城壁に近い自流を自効に検出可能な改良さ
れた超音波ドプラ診断装２（（！−提供りることを目的
とりる。
［発明の構成］
上記［１的を達成りるために、本発明は超音波ドプラ作
用を用いて血流の検出あるいは晶１測を１−１う装置に
おいて、受信波を対数的特性で増幅りるどとムに、この
ように増幅されｌこ受信（ｉ”ｊ￥Ｊを次に逆対数特性
で内変換りることを特徴どりる。
用を用いて血流の検出あるいは晶１測を１−１う装置に
おいて、受信波を対数的特性で増幅りるどとムに、この
ように増幅されｌこ受信（ｉ”ｊ￥Ｊを次に逆対数特性
で内変換りることを特徴どりる。
［実施例］
以下図面に基づいＣ本発明のりｆ適４１実施例をＩＪ２
明りる。
明りる。
第１図には、本発明に係る超？１波ドブ＞診断装置の好
適な実施例が小され【おり、発振器１０は安定な高周波
信号を発１−シ、この発振器１０の出力は駆動回路１２
を介しく探触ｊ′１４の送１．．川ハ電素子１４ａを駆
動りる。従っ（，１１電ホｒ１４ａからは生体１６内に
向番）（超ｒ１波がｈ’！ （ＩＪされ、生体１６内部
からは反０１波が１１じ、この反０・１波は探触子１４
に設ＧＪられ（いる受イ１１川ル電素ｒ１４ｂにて受信
され、電気信号に変換される。
適な実施例が小され【おり、発振器１０は安定な高周波
信号を発１−シ、この発振器１０の出力は駆動回路１２
を介しく探触ｊ′１４の送１．．川ハ電素子１４ａを駆
動りる。従っ（，１１電ホｒ１４ａからは生体１６内に
向番）（超ｒ１波がｈ’！ （ＩＪされ、生体１６内部
からは反０１波が１１じ、この反０・１波は探触子１４
に設ＧＪられ（いる受イ１１川ル電素ｒ１４ｂにて受信
され、電気信号に変換される。
前記受信された電気信号は受（ｉ器１８ににって増幅さ
れ、本発明において、この受信器１８が対数増幅特性を
有づることを特徴と覆る。
れ、本発明において、この受信器１８が対数増幅特性を
有づることを特徴と覆る。
すなわち、前述したように、受信用圧電素子１４ｂから
受信器１８に入力される電気信号には出力レベルの大き
な強大な壁信号と検出対象である微弱な血流信号とが含
まれており、通常の増幅特性では、前記壁信号と血流信
号との比が非常に大きいため増幅器が飽和してしまい、
この結果、微弱信号である血流信号の検出が困難になる
という欠点があった。そして、血管が微細になればなる
ほど、前記壁信号と血流信号との強弱比が増加し、一層
血流信号の検出が困難となっていた。
受信器１８に入力される電気信号には出力レベルの大き
な強大な壁信号と検出対象である微弱な血流信号とが含
まれており、通常の増幅特性では、前記壁信号と血流信
号との比が非常に大きいため増幅器が飽和してしまい、
この結果、微弱信号である血流信号の検出が困難になる
という欠点があった。そして、血管が微細になればなる
ほど、前記壁信号と血流信号との強弱比が増加し、一層
血流信号の検出が困難となっていた。
本発明は、前述したように、受信器１８に対数的増幅特
性をもたけたことにより、前記微弱信号の検出可能な飽
和のない受信器構成を達成可能である。
性をもたけたことにより、前記微弱信号の検出可能な飽
和のない受信器構成を達成可能である。
前記対数的増幅特性を右す゛る受信器１８としては公知
の対数増幅器あるいは自動利得制御回路を右する増幅器
等を用いて容易に構成可能である。
の対数増幅器あるいは自動利得制御回路を右する増幅器
等を用いて容易に構成可能である。
前述した受信器１８の出力は前記発振器１０ｈ１らの信
号とともにミキサ２０に供給され、発振器１０からの信
号を参照波とし−Ｃ両者が混合検波される。
号とともにミキサ２０に供給され、発振器１０からの信
号を参照波とし−Ｃ両者が混合検波される。
ミキサ２０の出力は低域フィルタ２２を通り、ミキサ２
０の両人ツノ周波数の差の周波数りなわら両信号の比較
によって生じた周波数偏移信号が取り出される。しかし
ながら、この周波数偏移信号中には血管壁や心臓壁等の
ゆっくりした運動による強大ではあるが低周波数のは月
と血液の流れに伴う微弱ではあるが周波数の高い血流信
号を含ｌυで＋１５す、これらの両信号の分離が必要で
ある。
０の両人ツノ周波数の差の周波数りなわら両信号の比較
によって生じた周波数偏移信号が取り出される。しかし
ながら、この周波数偏移信号中には血管壁や心臓壁等の
ゆっくりした運動による強大ではあるが低周波数のは月
と血液の流れに伴う微弱ではあるが周波数の高い血流信
号を含ｌυで＋１５す、これらの両信号の分離が必要で
ある。
前記分離は、Ｉ＠ｉ域フィルタにＪ：る周波数分離にて
達成可能であるが、本発明においては、前述したように
２、その受信時にＪ３いて対数的増幅特性を用いている
ので、壁信号（偽信号〉と血流信号（弱信号）との混在
時にも偽信号ににって受信器が飽和りることはないが、
一方において、弱Ｉｎ号に対して受信利得がはなはだし
く低十しでいるという問題がある。
達成可能であるが、本発明においては、前述したように
２、その受信時にＪ３いて対数的増幅特性を用いている
ので、壁信号（偽信号〉と血流信号（弱信号）との混在
時にも偽信号ににって受信器が飽和りることはないが、
一方において、弱Ｉｎ号に対して受信利得がはなはだし
く低十しでいるという問題がある。
従って、この低レベルの信号から血流信号を検出り°る
ことは困難であり、このために、本発明においては、前
記対数増幅特性を補償Ｊるために逆対数変換器による再
変換が行われ、この逆対数変換特性は、受信器１８の対
数的増幅特性とは逆の関係を有する。従って、このよう
な逆対数変換により全体として受信器１８での対数増幅
が補償され、直線回路で増幅したものと同様に、強信号
のレベルに関係なく血流信号をも確実に検出可能な一定
の総合利得を得ることができる。
ことは困難であり、このために、本発明においては、前
記対数増幅特性を補償Ｊるために逆対数変換器による再
変換が行われ、この逆対数変換特性は、受信器１８の対
数的増幅特性とは逆の関係を有する。従って、このよう
な逆対数変換により全体として受信器１８での対数増幅
が補償され、直線回路で増幅したものと同様に、強信号
のレベルに関係なく血流信号をも確実に検出可能な一定
の総合利得を得ることができる。
前記逆対数変換器としては、対数的特性を右Ｊる回路を
フィードバック回路に右する増幅器ぐ実現可能であり、
また公知のアンチログ回路を用いてもよい。もっとも、
このアンチログ回路は出力の直線範囲に制約を受１ノる
ので比較的狭い動作範囲に適づる。
フィードバック回路に右する増幅器ぐ実現可能であり、
また公知のアンチログ回路を用いてもよい。もっとも、
このアンチログ回路は出力の直線範囲に制約を受１ノる
ので比較的狭い動作範囲に適づる。
図示した実施例は、前記アンチログ回路の欠点である出
力動作範囲を拡大できる特徴を有し、このために、振幅
分割が行われる。
力動作範囲を拡大できる特徴を有し、このために、振幅
分割が行われる。
すなわち、前述した低域フィルタ２２の出力はリミッタ
２４及び差演算器２６から成る振幅分割器２８に印加さ
れる。ここで、リミッタ２４は入力振幅を制限するため
に有用である。
２４及び差演算器２６から成る振幅分割器２８に印加さ
れる。ここで、リミッタ２４は入力振幅を制限するため
に有用である。
第２図Ａは低域フィルタ２２から振幅分割器２８に印加
される入力波形を示し、これに対して、リミッタ２４の
出力は第２図Ｂで示されるように、上下をスライスされ
た信号となる。
される入力波形を示し、これに対して、リミッタ２４の
出力は第２図Ｂで示されるように、上下をスライスされ
た信号となる。
リミッタ２４の入出力差は差演算器２６にて演算され、
その出力は第２図Ｃで示される。従って、振幅分割器２
８によって、入力Ａは出ノＪＢ及びＣに２分割されたこ
とが理解される。
その出力は第２図Ｃで示される。従って、振幅分割器２
８によって、入力Ａは出ノＪＢ及びＣに２分割されたこ
とが理解される。
そして、リミッタ２４及び差演算器２６の出力Ｂ及びＣ
は本発明の特徴である逆対数変換器３０゜３２によって
それぞれ逆対数特性の出力を発生させる。
は本発明の特徴である逆対数変換器３０゜３２によって
それぞれ逆対数特性の出力を発生させる。
前述したように、両逆対数変換器３０，３２１．１フイ
ードバツクに対数特性回路を用いた増幅器で容易に実現
可能である。
ードバツクに対数特性回路を用いた増幅器で容易に実現
可能である。
第３図には、本発明の特性図が示され、横１１１１に入
力振幅、そして縦軸に出力振幅がとられている。
力振幅、そして縦軸に出力振幅がとられている。
図において、ａＩＩＩＩ線は受信器１８及び低域フィル
タ２２から成る受信部の入出力特性であり、その出力は
振幅分割器２８の入力となる。前記曲線ａは振幅分割器
２８によって２分割されており、低振幅側すなわち０〜
ｂ範囲は逆対数変換器３０により変換され、この結果、
総合的な増幅特性は折れ線Ｃでめられ、図においては、
入力の１００倍の範囲を直線的に変換する特性が得られ
る。従って、入力が比較的小さい場合には、この低振幅
領域での出力信号を用いることができる。
タ２２から成る受信部の入出力特性であり、その出力は
振幅分割器２８の入力となる。前記曲線ａは振幅分割器
２８によって２分割されており、低振幅側すなわち０〜
ｂ範囲は逆対数変換器３０により変換され、この結果、
総合的な増幅特性は折れ線Ｃでめられ、図においては、
入力の１００倍の範囲を直線的に変換する特性が得られ
る。従って、入力が比較的小さい場合には、この低振幅
領域での出力信号を用いることができる。
一方、入力が大きい場合には、出力が過大どなることを
防ぐため、本実施例では、更に追加された逆対数変換器
３２が設（）られ、逆対数変換器３２には差演算器２６
からスライスされた残りの部分の信号波形Ｃが供給され
ているので、この入力曲線ｄではｅのごとき直線的な特
性を示す。
防ぐため、本実施例では、更に追加された逆対数変換器
３２が設（）られ、逆対数変換器３２には差演算器２６
からスライスされた残りの部分の信号波形Ｃが供給され
ているので、この入力曲線ｄではｅのごとき直線的な特
性を示す。
もらろ／υ、この直線ｅの傾斜はＣ曲線の１／ １００
であることは明らかである。
であることは明らかである。
以上のように、本実施例にＪ３いては、振幅分割器２８
によって２分割された出力がそれぞれ別個に直線特性に
変換され、広範囲の入力信号に対して検出作用を可能と
づ°る。
によって２分割された出力がそれぞれ別個に直線特性に
変換され、広範囲の入力信号に対して検出作用を可能と
づ°る。
そして、前述したように、実施例におりる両度換器３０
．３２の出力はその重みが異なるため、実施例において
は、両者の重みイ」（）調整が行われ、このために、両
度換器３０．３２の出力は重みイ］け加算器３４に印加
される。
．３２の出力はその重みが異なるため、実施例において
は、両者の重みイ」（）調整が行われ、このために、両
度換器３０．３２の出力は重みイ］け加算器３４に印加
される。
重み付番ノ加ｎ器３４は実施例において逆対数変換器３
２の出力を増幅する増幅器３Ｇと該増幅器３６の出力と
前記逆対数変換器３０の出力とを加締する加１１器３８
とを含み、実施例におい（、増幅器３６の利得は１００
に設定されており、前記特性Ｃとｅとが同一の化率に調
整される。
２の出力を増幅する増幅器３Ｇと該増幅器３６の出力と
前記逆対数変換器３０の出力とを加締する加１１器３８
とを含み、実施例におい（、増幅器３６の利得は１００
に設定されており、前記特性Ｃとｅとが同一の化率に調
整される。
従って、加ｆ３器３８は前記振幅分割された両信号を同
一条件で加ｎりることがて゛き、この出力は第３図にお
いて高振幅側の１４性［で示されている。
一条件で加ｎりることがて゛き、この出力は第３図にお
いて高振幅側の１４性［で示されている。
前記重み付け加算器３４の出力は高域フィルタ４０に供
給されて、前述しｌＪごとく、血管壁や心臓壁の運動に
よる強い低周波成分が除去され、これによって、弱い高
周波成分である血流信号が高域フィルタ４０の出力とし
て取り出される。この周波数による分離は血流速痘が速
いほど良好となることが理解される。
給されて、前述しｌＪごとく、血管壁や心臓壁の運動に
よる強い低周波成分が除去され、これによって、弱い高
周波成分である血流信号が高域フィルタ４０の出力とし
て取り出される。この周波数による分離は血流速痘が速
いほど良好となることが理解される。
前記高域フィルタ４０の出力は速度演算器４２に供給さ
れて自流速度の演算が行われ、前記高域フィルタ４０と
速匪演尊器４２とによって信号処理器４４が形成されて
いる。
れて自流速度の演算が行われ、前記高域フィルタ４０と
速匪演尊器４２とによって信号処理器４４が形成されて
いる。
前述した実施例においては、振幅分割器２Ｂ【ま入力を
２分割しているが、この分割数は２以上の任意の複数に
設定可能である。
２分割しているが、この分割数は２以上の任意の複数に
設定可能である。
また、実施例は連続波型ドプラ装置の一例を示Ｊが、本
発明は、更に従来のパルス型ドプラ装置にも適用可能で
あり、更にそれらを任意に選択した二次元ドプラ装置に
も応用ｉｉＪ能である。
発明は、更に従来のパルス型ドプラ装置にも適用可能で
あり、更にそれらを任意に選択した二次元ドプラ装置に
も応用ｉｉＪ能である。
［発明の効果］
以上説明したにうに、本発明によれば、受（、ｉ′ａに
おいて対数的増幅を行い、これによって、壁信号に基づ
く受信側増幅器の飽和を防止し、微弱な血流信号を有効
に検出することができ、またこの対数的特性は後段にお
いて逆対数変換づることにより壁信号と自流信号との分
離を極めて容易に行い、検出精度の高い血流の測定を川
面とする。
おいて対数的増幅を行い、これによって、壁信号に基づ
く受信側増幅器の飽和を防止し、微弱な血流信号を有効
に検出することができ、またこの対数的特性は後段にお
いて逆対数変換づることにより壁信号と自流信号との分
離を極めて容易に行い、検出精度の高い血流の測定を川
面とする。
第１図は本発明に係る超音波ドアラ診断装置の好適な実
施例を示１回路図、 第２図は第１図の装置の振幅分割作用を示１波形図、 第３図は本実施例における対数及び逆対数変換作用を示
す特性図である。 １４ ・・・ 探触子 １６ ・・・ 生体 １ Ｂ ・・・ 受イを一器 ２０ ・・・ ミキサ ２２ ・・・ 低域フィルタ ２４ ・・・ リミッタ ２６ ・・・ 差演剪器 ２８ ・・・ 振幅分割器 ３０．３２ ・・・ 逆対数変換器 ３４ ・・・ 重みイリＧ−１加搾器 ４０ ・・・ 高域フィルタ ４２ ・・・ 速度演算器 ４４ ・・・ １３号処理器。 出願人 アＯ力株式会社 第１図 ４
施例を示１回路図、 第２図は第１図の装置の振幅分割作用を示１波形図、 第３図は本実施例における対数及び逆対数変換作用を示
す特性図である。 １４ ・・・ 探触子 １６ ・・・ 生体 １ Ｂ ・・・ 受イを一器 ２０ ・・・ ミキサ ２２ ・・・ 低域フィルタ ２４ ・・・ リミッタ ２６ ・・・ 差演剪器 ２８ ・・・ 振幅分割器 ３０．３２ ・・・ 逆対数変換器 ３４ ・・・ 重みイリＧ−１加搾器 ４０ ・・・ 高域フィルタ ４２ ・・・ 速度演算器 ４４ ・・・ １３号処理器。 出願人 アＯ力株式会社 第１図 ４
Claims (1)
- （１）超音波を生体内に放射しその反射波を受信して受
信波と参照波とを比較し周波数偏移を検出する超音波ド
プラ診断装置において、受信波を対数的特性で増幅する
受信器と、人力に対して逆対数的出力特性を右する逆対
数変換器とを備えたことを特徴とり”る超音波ドプラ診
断装置。 （２、特許請求の範囲（１）記載の装置において、受信
出力を複数個に分割する振幅分割器と、重みイ」け加粋
器とを備えたことを特徴とづ−る超音波ドアラ診断装置
。
Priority Applications (6)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP59063282A JPS60210245A (ja) | 1984-04-02 | 1984-04-02 | 超音波ドプラ診断装置 |
| US06/717,495 US4651742A (en) | 1984-04-02 | 1985-03-28 | Ultrasonic Doppler diagnostic device |
| DE8585103904T DE3570978D1 (en) | 1984-04-02 | 1985-04-01 | Ultrasonic doppler diagnostic device |
| EP85103904A EP0157401B1 (en) | 1984-04-02 | 1985-04-01 | Ultrasonic doppler diagnostic device |
| CA000478058A CA1243106A (en) | 1984-04-02 | 1985-04-01 | Ultrasonic doppler diagnostic device |
| US06/751,143 US4665924A (en) | 1980-02-28 | 1985-07-02 | Ultrasonic imaging apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP59063282A JPS60210245A (ja) | 1984-04-02 | 1984-04-02 | 超音波ドプラ診断装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS60210245A true JPS60210245A (ja) | 1985-10-22 |
| JPH0247212B2 JPH0247212B2 (ja) | 1990-10-18 |
Family
ID=13224810
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP59063282A Granted JPS60210245A (ja) | 1980-02-28 | 1984-04-02 | 超音波ドプラ診断装置 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4651742A (ja) |
| EP (1) | EP0157401B1 (ja) |
| JP (1) | JPS60210245A (ja) |
| CA (1) | CA1243106A (ja) |
| DE (1) | DE3570978D1 (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6264642U (ja) * | 1985-10-11 | 1987-04-22 | ||
| JP2011209061A (ja) * | 2010-03-29 | 2011-10-20 | Terumo Corp | 光干渉断層像形成装置及びその制御方法 |
Families Citing this family (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5197477A (en) * | 1990-10-12 | 1993-03-30 | Advanced Technology Laboratories, Inc. | Ultrasonic doppler flow measurement system with tissue motion discrimination |
| US5562098A (en) * | 1995-03-20 | 1996-10-08 | Lifesigns Corporation | Ultrasonic measurement of blood flow velocity independent of probe angle |
| US6425868B1 (en) | 1999-07-26 | 2002-07-30 | Aloka Co., Ltd. | Ultrasonic imaging system |
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