KR20150111100A - 전기화학적 바이오센서 스트립 - Google Patents

전기화학적 바이오센서 스트립 Download PDF

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KR20150111100A
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장지영
안우성
양승호
윤원규
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희성금속 주식회사
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Abstract

본 발명은 제조단가가 낮고, 플렉시블하면서 투명하고, 내구성 및 성능이 우수한 전기화학적 바이오센서 스트립에 대한 것이다.

Description

전기화학적 바이오센서 스트립{ELECTROCHEMICAL BIOSENSOR STRIP}
본 발명은 제조단가가 낮고, 플렉시블하면서 투명하고, 내구성 및 성능이 우수한 전기화학적 바이오센서 스트립에 관한 것이다.
최근 의약 분야에서 혈액을 포함한 생체 시료를 분석하기 위하여 전기화학적 바이오센서를 많이 사용하고 있다. 그 중 효소를 이용한 전기화학적 바이오센서는 적용이 간편하고 측정 감도가 우수하며 신속하게 결과를 얻을 수 있어 현재 매우 널리 사용되고 있다.
이러한 전기화학적 바이오센서에는 효소분석법이 적용되는데, 상기 효소분석법은 그 검출방법에 따라 분광학적 방법인 발색법과 전기화학적인 방법인 전극법으로 구분할 수 있다.
먼저, 발색법은 생체시료와 효소의 반응에 기인하는 지시약의 색소변화를 관찰하여 생체시료를 분석하는 방법이다. 그런데, 상기 발색법의 경우 색의 변색정도를 기준으로 측정이 이루어지기 때문에 정확한 측정이 어렵고, 전극법에 비해 측정시간이 길며, 생체시료의 혼탁도에 기인한 측정오차 등으로 인해 중요한 생체물질을 분석하는데 어려움이 수반된다.
따라서, 최근에는 미리 생체시료 측정용 전극계를 형성한 후, 분석 시약을 상기 전극 상에 고정시키고, 여기에 생체시료를 도입한 후 일정 전위를 적용하여 그 전류/전압을 측정함으로써 시료 중 특정 물질을 정량적으로 측정하는 전극법이 전기화학적 바이오센서에 많이 응용되고 있다.
상기 전기화학적 바이오센서의 전극 재료는 전기적 특성이 우수하고, 시료와 반응시약의 반응시 산화가 일어나지 않아야 한다. 이에, 종래에는 전극의 재료로 귀금속류(예를 들면, 금, 백금, 팔라듐 등)를 사용하였다. 그러나, 귀금속류는 단단하지 못하여, 측정기의 소켓에 바이오센서를 삽입할 때 전극이 벗겨지거나 또는 전극 표면에 스크래치가 발생하고, 이로 인해 접속시 단락현상이 발생하는 문제가 있었다. 게다가, 귀금속류는 가격이 비싸 제조단가를 상승시키는 문제가 있었다.
대한민국 등록특허 제10-0789651호
본 발명의 목적은 제조단가가 낮고, 플렉시블하면서 투명하고, 내구성 및 성능이 우수한 전기화학적 바이오센서 스트립을 제공하고자 한다.
본 발명은 내열성 절연 기판; 상기 내열성 절연 기판 위에 위치하는 투명 전극부; 상기 투명 전극부 위에 위치하는 반응부; 상기 반응부 위에 위치하여 시료를 반응부로 이송하고, 친수성 고분자 필름으로 형성된 시료 이송부; 상기 시료 이송부 위에 위치하고, 시료를 주입하는 시료 주입구 및 공기를 배출하는 공기 배출구를 포함하는 커버 기판을 포함하는 전기화학적 바이오센서 스트립을 제공한다.
여기서, 상기 내열성 절연 기판은 내열성 PET 필름인 것이 바람직하다.
상기 투명 전극부는 투명 전도성 금속산화물로 형성된 것이 바람직하다. 이때, 상기 투명 전도성 금속산화물은 인듐주석산화물, 주석산화물, 인듐산화물, 아연산화물, 인듐아연산화물로 이루어진 군에서 선택될 수 있다.
이러한 투명 전극부는 면저항이 50 Ω/□ 이하인 것이 바람직하다.
상기 시료 이송부는 친수성 PET 필름인 것이 바람직하다.
본 발명에 따른 전기화학적 바이오센서 스트립은 제조단가가 낮고, 플렉시블하면서 투명하고, 내구성 및 성능이 우수하다.
도 1은 본 발명의 일례에 따른 전기화학적 바이오센서 스트립을 나타낸 분해 사시도이다.
도 2는 본 발명의 다른 일례에 따른 전기화학적 바이오센서 스트립을 나타낸 분해 사시도이다.
도 3은 본 발명에 따른 전기화학적 바이오센서 스트립의 작동 원리를 개략적으로 나타낸 그림이다.
이하, 본 발명에 대하여 설명한다.
도 1 및 2를 참조하면, 본 발명에 따른 전기화학적 바이오센서 스트립은 내열성 절연 기판(10), 상기 내열성 절연 기판 위에 위치하는 투명 전극부(20), 상기 투명 전극부 위에 위치하는 반응부(30), 상기 반응부 위에 위치하여 시료를 반응부로 이송하고, 친수성 고분자 필름으로 형성된 시료 이송부(40), 및 상기 시료 이송부 위에 위치하고, 시료를 주입하는 시료 주입구 및 공기를 배출하는 공기 배출구를 포함하는 커버 기판(50)을 포함한다.
본 발명에서, 내열성 절연 기판(10)은 절연성이면서 내열성인 물질, 바람직하게는 절연성, 내열성 및 투명 물질이라면, 특별히 한정되지 않는다. 예를 들어, 내열성 투명 PET 필름, 투명한 유리 기판 등이 있다. 이러한 내열성 절연 기판은 종래 알려진 절연성 기판과 달리, 스퍼터링 공정을 통해 약 110 ~ 120 ℃에서 전극부를 형성하더라도 전기화학적 바이오센서 스트립의 재현성이 저하되지 않을 수 있다.
구체적으로, 전기화학적 바이오센서 스트립의 전극은 일반적으로 스퍼터링 공정을 통해 제조되는데, 상기 스퍼터링 공정은 약 110 ~ 120 ℃에서 수행된다. 그런데, 종래 전기화학적 바이오센서 스트립의 절연 기판은 일반적인 PET 필름을 이용하여 형성되는데, 상기 PET 필름의 열변형온도가 120 ℃ 정도이다. 따라서, 약 110 ~ 120 ℃에서 스터터링 공정을 통해 절연 기판에 전극을 형성하면, 절연 기판이 휘는 등 변형되고, 이로 인해 전극도 휘거나 끊어져서 전극의 반응 면적이 달라지게 되며, 결국 바이오센서 스트립의 재현성이 저하되는 문제가 있다. 반면, 본 발명에 따른 전기화학적 바이오센서 스트립의 내열성 절연 기판은 열변형 온도가 높다. 특히, 본 발명의 내열성 절연 기판으로 사용 가능한 내열성 PET 필름은 열변형 온도가 대략 170 ℃ 정도로 높다. 따라서, 약 110 ~ 120 ℃에서 스터터링 공정을 통해 절연 기판에 전극을 형성하더라도, 본 발명의 내열성 절연 기판이 열로 인해 변형되지 않고, 전극도 변형되지 않기 때문에, 전극의 반응 면적이 동일하다. 따라서, 본 발명에 따른 바이오센서 스트립은 약 110 ~ 120 ℃에서 휘어짐이 발생하는 일반적인 PET 필름을 기판으로 사용하는 종래 바이오센서 스트립에 비해 재현성이 향상될 수 있다.
이러한 내열성 절연 기판(10)의 열변형 온도는 약 110 ~ 120 ℃의 스퍼터링 공정을 견딜 수 있는 온도라면 특별히 한정되지 않는다. 일례에 따르면, 상기 내열성 절연 기판의 열변형 온도가 약 120 ℃ 초과, 바람직하게는 약 130 ~ 180 ℃ 정도일 경우, 약 110 ~ 120 ℃의 스퍼터링 공정을 통해 전극 형성시 기판이 열 변형되지 않아 본 발명에 따른 바이오센서 스트립의 재현성이 향상될 수 있다.
또, 상기 내열성 절연 기판(10)의 두께는 특별히 한정되지 않으며, 측정 장비에 따라 적절하게 설정하는 것이 바람직하다. 다만, 종래 전기화학적 바이오센서 스트립은 절연 기판이 일반적인 PET 필름을 사용하기 때문에, 절연 기판의 두께가 너무 얇으면 전극 형성시 기판의 열 변형으로 인해 전극의 반응 면적이 달라져 바이오센서 스트립의 재현성 저하되는 문제가 있어, 이를 방지하고자 절연 기판의 두께를 약 200 ㎛ 내외로 조절하였고, 이로 인해 스트립 자체의 두께는 두꺼워 플렉시블성이 저하되었다. 반면, 본 발명에 따른 전기화학적 바이오센서 스트립의 내열성 절연 기판은 두께가 약 50 내지 150 ㎛, 바람직하게는 80 내지 120 ㎛ 정도로 얇더라도, 종래 스트립의 절연 기판과 달리 전술한 바와 같이 전극 형성시 기판이 열 변형되지 않기 때문에, 전극의 반응 면적이 동일하고, 따라서 바이오센서 스트립의 재현성 저하를 초래하지 않는다. 따라서, 본 발명의 내열성 절연 기판 두께가 얇기 때문에, 바이오센서 스트립 자체의 두께가 얇아 플렉시블성이 향상될 수 있다.
상기 내열성 절연 기판의 표면은 코로나 방전에 의해 표면 처리된 것일 수 있다. 만약, 내열성 절연 기판이 코로나 방전에 의해 표면 처리된 내열성 PET 필름일 경우, 전극이 기판 표면에 균일하게 형성될 수 있다. 이로 인해, 본 발명의 스트립은 코로나 방전 처리되지 않은 종래 스트립과 달리, 사용시 전극이 기판 표면으로부터 잘 박리되는 않을 수 있다.
본 발명에서 투명 전극부(20)는 전술한 내열성 절연 기판(10)의 일부 또는 전부에 형성되어 있다. 이러한 투명 전극부(20)는 시료와 반응 시약의 화학 반응에 의한 전기 신호를 검출하고, 측정기의 소켓 단자와 접촉되는 부분으로서, 적어도 2개의 전극을 포함한다.
일례에 따르면, 상기 투명 전극부(20)는 기준전극, 작동전극 및 보조전극을 포함할 수 있다. 이때, 상기 기준전극과 작동전극이 인접한 부분에 측정하고자 하는 생체 시료와 반응할 수 있는 시약 등이 배치되는데, 상기 보조전극이 배치된 영역에 상기 시약이 배치되도록 할 수 있다.
예를 들어, 혈액 속의 글루코스를 측정하여 혈당을 측정하기 위한 키트에 본 발명에 의한 전기화학적 바이오센서 스트립이 사용되는 경우, 상기 보조전극 부위가 반응부위가 되도록 할 수 있다. 이때, 상기 반응 부위에는 글루코스 산화효소 및 전자 전달 매개체를 포함하는 반응 시약이 배치될 수 있다. 이러한 반응 부위에 혈액 시료가 인가되면, 도 3에 도시된 바와 같이, 혈액 시료 내에 함유되어 있는 글루코스는 글루코스 산화효소(glucose oxidase)와의 효소반응에 의해 산화되어 글루콘산(Gluconic acid)이 되고, 글루코스 산화효소는 환원된다. 환원된 글루코스 산화효소(GODred)는 전자 전달 매개체(예컨대, Ru2+)와의 반응을 통해 다시 산화되고, 산화된 글루코스 산화효소(GODox)는 다른 글루코스와 반응한다. 이와 함께 환원된 전자 전달 매개체(예컨대, Ru3+)는 전압이 가해진 전극 표면으로 이동하여 전자를 잃고 전기화학적으로 다시 산화되어 상기 반응에 계속 참여하게 된다. 이러한 전자 전달 매개체의 산화 과정에서 발생되는 전류는 혈액 내의 글루코스 농도와 비례하게 되는데, 작동전극과 기준전극 사이의 전류량을 측졍하면 혈액 내의 글루코스 농도를 정량적으로 측정할 수 있다. 한편, 상기 보조전극은 작동전극과 기준전극 사이의 전기적 흐름을 돕는 역할을 할 수 있고, 반응 부위를 표시하는 표시자 역할을 할 수도 있다.
다른 일례에 따르면, 상기 투명 전극부(20)는 기준전극(21), 작동전극(22) 및 보조전극(23) 이외, 바이오센서 스트립이 측정기의 소켓에 제대로 삽입되었는지 여부를 확인하기 위한 인식전극(24)을 더 포함할 수 있다.
이와 같은 투명 전극부(20)의 재료는 시료와 반응 시약의 화학 반응시 산화(변성)가 일어나지 않으면서 투명한 전도성 금속산화물이라면, 특별히 한정되지 않는다. 상기 투명 전도성 금속산화물의 비제한적인 예로는 인듐주석산화물, 주석산화물, 인듐산화물, 아연산화물, 인듐아연산화물 등이 있으며, 이들은 단독으로 또는 2종 이상이 혼합되어 사용될 수 있다. 이러한 투명 전도성 금속산화물은 귀금속(예컨대, 금, 백금, 팔라듐 등)에 비해 단단하기 때문에, 측정기의 소켓 단자와 접촉시 전극부에 스크래치나 박리가 일어나지 않는다. 따라서, 본 발명에 따른 전기화학적 바이오센서 스트립은 종래 전기화학적 바이오센서 스트립과 달리, 투명 전극부 위에 내구성이 우수한 티타튬 또는 니켈 등의 금속으로 박막층을 형성할 필요가 없으며, 따라서 원가 절감 및 제조공정 단축 효과가 있다. 또한, 상기 투명 전극부(20)는 귀금속(예컨대, 금, 백금, 팔라듐 등)으로 형성된 전극과 달리, 투명하기 때문에, 바이오센서 스트립으로의 혈액 주입과정을 육안으로 확인할 수 있다.
상기 투명 전극부의 면저항은 특별히 한정되지 않으나, 약 50 Ω/□ 이하로 낮을 경우, 글로코스의 농도를 더 정확하게 측정할 수 있다. 다만, 투명 전극부의 면저항이 너무 낮으면, 증착되는 투명 전도성 금속산화물(예컨대, ITO 등)의 양이 증가되어 더 높은 투명도를 가지나 제조 원가가 상승할 수 있다. 따라서, 글루코스 농도 측정의 정확성과 제조 원가, 투명도 측면에서, 상기 투명 전극부의 면저항을 약 45 ~ 50 Ω/□ 범위로 조절하는 것이 바람직하다.
또, 상기 투명 전극부(20)의 두께는 특별히 한정되지 않으나, 귀금속(예컨대, 금, 백금, 팔라듐 등)을 이용한 종래 전기화학적 바이오센서 스트립과 달리, 스크래치나 박리가 일어나지 않기 때문에, 전극부의 두께가 두꺼울 필요가 없다. 다만, 상기 투명 전극부의 두께가 약 100 내지 300 ㎚, 바람직하게는 180 내지 220 ㎚일 경우, 상기 투명 전극부의 면저항이 약 45 ~ 50 Ω/□ 범위로 조절되어 글루코스의 농도를 더 정확하게 측정할 수 있다.
이러한 투명 전극부(20)는 당 업계에 알려진 다양한 방법에 의해 형성될 수 있다. 예를 들어, 패터닝(patterning)된 마스크를 내열성 절연 기판(10) 위에 배치한 후, 투명 전도성 금속산화물을 진공증착 또는 스퍼터링(sputtering)하여 2개 이상의 전극으로 이루어진 투명 전극부를 형성할 수 있다. 여기서, 상기 패터닝된 마스크의 두께는 특별히 한정되지 않으나, 5 ㎜ 초과일 경우, 전극부 형성시 번짐 현상이 발생할 수 있으며, 2 ㎜ 미만일 경우, 핸들링이 어려워 원하는 패턴을 갖는 전극부를 형성하기 어려울 수 있다. 따라서, 상기 패터닝된 마스크의 두께는 약 2 내지 5 ㎜인 것이 바람직하다.
본 발명에서 반응부(30)는 반응 시약을 포함하는 부분으로서, 전술한 투명 전극부(20)의 일부 또는 전부에 형성된다. 상기 반응 시약은 진단 목적에 따라 성분이 달라지는데, 예를 들어 글루코스 산화효소(glucose oxidase) 및 혈액 내 글루코스와 산화효소 간의 산화 환원 반응시 전자를 전극 표면으로 전달하는 전자 전달 매개체로 루테늄계 산화물(예컨대, RuCl3)을 포함할 수 있다. 또한, 상기 반응 시약은 산화효소 및 전자 전달 매개체 이외, 안정제, 계면활성제 등을 더 포함할 수 있다.
이러한 반응부(30)는 당 업계에 알려진 다양한 방법에 의해 형성될 수 있다. 예를 들어, 글루코스 산화효소, 전자 전달 매개체, 안정제, 계면활성제 등을 포함하는 용액을 제조한 후, 이 용액을 투명 전극부(20)의 일부에 도포한 후 건조시킴으로써 형성할 수 있다.
본 발명에서 시료 이송부(40)는 상기 반응부(30) 위에 위치하여 하기 커버 기판(50)의 시료 주입구(51)를 통해 주입되는 시료를 상기 반응부(30)로 이송하는 부분이다.
일례에 따르면, 상기 시료 이송부(40)는 도 1에 도시된 바와 같이, 시료가 반응부로 이송될 수 있도록 삽입 유로(41)를 포함할 수 있다. 이때, 상기 삽입 유로(41)는 시료 주입구(51)에 대응하는 영역에 형성되어 있다.
다른 일례에 따르면, 상기 시료 이송부(40)는 도 2에 도시된 바와 같이, 상기 반응부(30)와 커버 기판(50) 사이의 간격을 유지할 수 있는 제1 스페이서(42)와 상기 제1 스페이서와 이격된 제2 스페이서(43)를 포함할 수 있다. 이 경우, 시료 주입구(51)를 통해 주입되는 시료는 상기 제1 스페이서(42)와 제2 스페이서(43) 사이의 공간을 따라 반응부(30)로 이송될 수 있다. 여기서, 상기 제1 스페이서와 제2 스페이서의 길이와 두께, 및 이들의 간격은 특별히 한정되지 않으며, 주입되는 시료의 양에 따라 조절하는 것이 바람직하다. 일례에 따르면, 전기화학적 바이오센서 스트립을 이용하여 혈액 내 글루코스의 농도를 자가 진단할 경우, 혈액의 양이 약 0.5 ~ 0.6 ㎕인 바, 제1 스페이서와 제2 스페이서에 의해 형성되는 공간의 부피가 상기 혈액의 양에 부합되도록 각 스페이서의 길이, 두께 및 이들 간의 간격을 조절한다. 예를 들어, 주입 혈액의 양이 약 0.5 ~ 0.6 ㎕인 경우, 각 스페이서의 길이 및 두께를 각각 약 0.5 ~ 1.5 ㎜ 범위 및 40 ~ 60 ㎛ 범위로 조절하고, 제1 스페이서와 제2 스페이서 간의 간격은 약 2.5 ~ 3.5 ㎛ 정도로 조절할 수 있다.
다만, 본 발명에서는 시료 주입구(51)를 통해 주입되는 시료가 빠르게 흡수되어 반응부로 이송될 수 있도록, 상기 시료 이송부(40)를 친수성 고분자 필름으로 형성한다. 본 발명에서 사용 가능한 친수성 고분자 필름은 친수성 PET 필름, 초친수성 PET 필름 등과 같이 시중에 판매되고 있는 친수성을 갖는 PET 필름이라면, 특별히 한정되지 않는다. 이 중에서 친수성 PET 필름이 초친수성 PET 필름에 비해 일정한 속도로 혈액이 주입될 수 있기 때문에, 상기 시료 이송부를 친수성 PET 필름으로 형성하는 것이 바람직하다.
상기 시료 이송부(40)의 두께는 특별히 한정되지 않는다. 다만, 시료 이송부의 두께 및 길이에 따라 주입되는 시료의 이송 부피가 달라질 수 있고, 특히 시료 이송부의 두께가 너무 두껍거나 너무 얇으면 시료 주입시 너무 다량의 시료나 또는 너무 소량의 시료가 이송될 수 있다. 따라서, 상기 시료 이송부의 두께를 약 90 내지 110 ㎛ 정도로 조절하는 것이 바람직하다.
이러한 시료 이송부(40)는 당 업계에 알려진 방법에 의해 형성될 수 있다. 예를 들어, 라미네이트법에 의해 상기 반응부(30) 위에 친수성 고분자 필름을 적층시켜 시료 이송부(40)를 형성할 수 있다. 다만, 라미네이트시 온도는 특별히 한정되지 않으나, 약 40 ℃ 이하, 바람직하게는 30 ~ 40 ℃일 경우, 전극부 및 반응부의 변성없이 친수성 고분자 필름을 반응부 위에 적층 시킬 수 있다.
본 발명에서 커버 기판(50)은 전술한 시료 이송부(40) 위에 위치하여 외부로부터 시료 이송부 및 반응부를 보호한다. 즉, 커버 기판(50)은 반응 시약이나 주입되는 시료의 증발이나 유실을 막아 이들의 농도 변화를 방지함으로써, 분석의 정확성을 더 향상시킬 수 있다. 또한, 상기 커버 기판(50)은 측정기에서 스트립을 탈착시킬 때, 시료 노출을 막아주는 역할을 할 수 있다.
이러한 커버 기판(50)은 시료를 주입하는 주입구(51) 및 공기를 배출하는 공기 배출구(52)를 포함한다.
상기 커버 기판(50)의 재료는 절연 고분자 필름과 같이 절연성 물질이라면 특별히 한정되지 않으나, 외부에서 시료의 주입을 육안으로 확인할 수 있도록, 투명 절연 고분자 필름(예컨대, PET 필름 등)일 수 있고, 바람직하게는 내열성 투명 절연 고분자 필름(예컨대, 내열성 PET 필름 등)일 수 있다.
이러한 커버 기판(50)도 시료 이송부(40)와 마찬가지로 라미네이트법에 의해 형성될 수 있는데, 이에 한정되지 않는다.
본 발명은 도면을 참고로 설명되었으나, 이는 예시적인 것에 불과하며, 첨부된 특허청구의 범위에 의해서 나타난 발명의 사상 및 영역으로부터 벗어나지 않는 한도 내에서 다양한 변형 및 변경이 가능하다는 것은 당 업계에서 통상의 지식을 가진 자라면 누구나 쉽게 알 수 있다. 또한, 모든 상세한 사항은 기술적으로 균등한 다른 요소로 대체될 수도 있다.
10: 내열성 절연 기판, 20: 투명 전극부,
21: 기준전극, 22: 작동전극,
23: 보조전극, 24: 인식전극,
30: 반응부, 40: 시료 이송부,
41: 삽입 유로, 42: 제1 스페이서,
43: 제2 스페이서, 50: 커버 기판,
51: 시료 주입구, 52: 공기 배출구

Claims (6)

  1. 내열성 절연 기판;
    상기 내열성 절연 기판 위에 위치하는 투명 전극부;
    상기 투명 전극부 위에 위치하는 반응부;
    상기 반응부 위에 위치하여 시료를 반응부로 이송하고, 친수성 고분자 필름으로 형성된 시료 이송부;
    상기 시료 이송부 위에 위치하고, 시료를 주입하는 시료 주입구 및 공기를 배출하는 공기 배출구를 포함하는 커버 기판
    을 포함하는 전기화학적 바이오센서 스트립.
  2. 제1항에 있어서,
    상기 내열성 절연 기판은 내열성 PET 필름으로 형성된 것이 특징인 전기화학적 바이오센서 스트립.
  3. 제1항에 있어서,
    상기 투명 전극부는 투명 전도성 금속산화물로 형성된 것이 특징인 전기화학적 바이오센서 스트립.
  4. 제3항에 있어서,
    상기 투명 전도성 금속산화물은 인듐주석산화물, 주석산화물, 인듐산화물, 아연산화물 및 인듐아연산화물로 이루어진 군에서 선택된 것이 특징인 전기화학적 바이오센서 스트립.
  5. 제1항에 있어서,
    상기 투명 전극부는 면저항이 50 Ω/□ 이하인 것이 특징인 전기화학적 바이오센서 스트립.
  6. 제1항에 있어서,
    상기 친수성 고분자 필름은 친수성 PET 필름인 것이 특징인 전기화학적 바이오센서 스트립.
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