TWI645836B - 粒子線治療裝置及數位重組放射線攝影影像作成方法 - Google Patents
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Abstract
在以包含根據假想X射線的能譜強度分布而發生的射束硬化效應之方式，使假想X射線相對於患者的內部的三維CT資料進行透視，藉此作成數位重組放射線攝影(簡稱DRR)影像之粒子線治療裝置中，根據從X射線管放射出的X射線隨著放射方向不同而具有不同的X射線光譜強度分布之現象，針對DRR影像內的每個位置設定假想X射線的能譜強度分布來作成DRR影像。
Description
本發明係關於利用粒子線治療癌等的患部之粒子線治療裝置，尤其關於用來進行患者的定位的DRR影像之作成。
在粒子線治療中，以透視投影法從利用X射線CT(電腦斷層掃描)裝置而收集到的三維的影像資料產生出的數位重組放射線攝影(Digital Reconstructed Radiography，簡稱DRR)影像，係使用於射束(beam)照射時的患者定位。DRR影像係與利用X射線攝影裝置而得到的X射線影像相比較，且用於由醫師或技師等的目視所進行的位置偏移的修正或確認、或供電腦自動計算位置偏移之用。DRR影像，係在電腦上再現出被攝體與X射線產生裝置以及X射線檢測器的幾何的配置，在其中以從假想的X射線產生裝置朝向X射線檢測器的方式設定之線段作為假想的X射線，對於在線段上的CT值或將CT值變換為線減弱係數後的值進行線積分，來計算出到達各像素之相
對X射線量而作成。此時，先前技術曾提出考慮X射線的能譜並非單色的X射線而是屬於具有能譜致寬的X射線所造成的射束硬化(beam hardening)現象而產生DRR影像的方法。
例如，專利文獻1揭示了：考慮因穿透過體內及CT值之存在的區域時之射束硬化所造成的影響。專利文獻2揭示了：從投影資料抽出被驗者的組織的特徵量，然後根據抽出的特徵量來選擇預先按照各特徵量而區分的射束硬化修正用記憶體進行修正，藉此按照部位別進行射束硬化之修正，來去除CT的假影(artifact)。
另外，專利文獻3揭示了：在CT影像的再構成時根據從骨投影資料求出的射束硬化修正量來產生修正用投影資料而進行修正，藉此去除CT的假影，使影像品質提高。
專利文獻4揭示了：從投影資料抽出造影劑的特徵量，以修正由於造影劑所造成之射束硬化，藉此去除CT的造影劑的假影，使影像品質提高。
專利文獻5揭示了：在從CT的三維像素資料(voxel data)來進行預定切片(slice)位置的射束硬化修正時，也包含鄰接的前後的複數切片的修正成分將各修正成分加權相加而進行修正，藉此而高精度地進行射束硬化之修正。
專利文獻6揭示了：在做治療計劃時蓄積CT攝影資訊以及由於射束硬化效應而產生的資訊，然後在
治療室內的CT攝影中，在加入將該射束硬化效應去除之修正而進行CT再構成時，記錄標的(target)的位置與躺台之關係，再使用CT影像計算出治療室內躺台位置與治療計劃躺台位置之關係，來修正躺台的偏移。
專利文獻1：日本特開2016-059612號公報
專利文獻2：日本特開平5-261092號公報
專利文獻3：日本特開平10-075947號公報
專利文獻4：日本特開2003-000580號公報
專利文獻5：日本特開2009-050413號公報
專利文獻6：日本特開2011-010885號公報
如上所述，先前技術曾提出各種考慮到在X射線的照射對象(亦即人體組織)內之射束硬化的影響而作成DRR影像之方法。另一方面，作為X射線產生裝置之X射線管，電子撞擊標靶(target)的位置不同，產生的X射線的能譜分布就不同。因此，隨著X射線通過人體組織的位置不同，通過的X射線的能譜也不同。以往，並未考慮由於此X射線能譜分布之空間的差異所造成之在人體組織內的射束硬化的影響。此影響使得DRR影像與X射線影像發生差異。
本發明的目的在於獲得：解決如以上所述之以往的DRR影像的問題點，以提供更接近實際的X射線影像之DRR影像的粒子線治療裝置。
本發明的粒子線治療裝置，係具備有DRR影像作成演算器，該DRR影像作成演算器係藉由使從假想X射線管放射出的假想X射線相對於作為要照射粒子線的照射對象之患者的內部的三維CT資料進行透視投影，來作成模擬使從X射線管放射出的X射線相對於患者進行透視投影所得到的二維X射線影像之二維的DRR影像者，且該DRR影像作成演算器係以包含根據假想X射線的能譜強度分布而發生的射束硬化效應之方式，使假想X射線相對於三維CT資料進行透視投影，藉此作成DRR影像；其中，DRR影像作成演算器係根據從X射線管放射出的X射線隨著放射方向不同而具有不同的能譜強度分布之現象，針對DRR影像內的每個位置設定假想X射線的能譜強度分布來作成前述DRR影像。
又，本發明之DRR影像作成方法，係藉由使從假想X射線管放射出的假想X射線相對於作為要照射粒子線的照射對象之患者的內部的三維CT資料進行透視投影，來作成模擬使從X射線管放射出的X射線照射患者所得到的二維X射線影像之二維的DRR影像，該DRR影像作成方法係包含：在得到二維X射線影像之位置當中的複數個二維位置測出從X射線管放射出的X射線的能譜強
度分布之步驟；以及根據在複數個二維位置測出之X射線的能譜強度分布而設定假想X射線在每個二維位置之X射線的能譜強度分布，藉此以包含根據假想X射線的能譜強度分布而發生的射束硬化效應之方式，使假想X射線相對於三維CT資料進行透視，藉此作成前述DRR影像之步驟。
根據本發明，就可提供能夠提供更接近實際的X射線影像之DRR影像之粒子線治療裝置。
1‧‧‧加速器
2‧‧‧粒子線
2a‧‧‧粒子線
3‧‧‧真空導管
4‧‧‧照射頭
5‧‧‧患部
10‧‧‧治療計劃裝置
11‧‧‧DRR影像作成演算器
20‧‧‧系統控制裝置
21‧‧‧加速器控制裝置
22‧‧‧照射系統控制裝置
50‧‧‧X射線攝影裝置
62‧‧‧治療台
51、51a、51b‧‧‧X射線管
52、52a、52b‧‧‧FPD
60‧‧‧患者定位裝置
61‧‧‧患者定位控制器
500‧‧‧三維CT資料
510‧‧‧假想X射線管
53‧‧‧X射線影像攝影控制器
611‧‧‧處理器
612‧‧‧記憶體
613‧‧‧輸入輸出介面
614‧‧‧顯示器
111‧‧‧處理器
112‧‧‧記憶體
113‧‧‧輸入輸出介面
114‧‧‧顯示器
511‧‧‧陽極
512‧‧‧陰極
522‧‧‧光譜檢測器
第1圖係顯示作為包含本發明之粒子線治療裝置之放射線治療系統的一例之粒子線治療系統的構成之概念圖。
第2圖係顯示本發明的實施形態1之粒子線治療裝置的DRR影像作成演算器及患者定位控制器的硬體構成的一例之方塊圖。
第3圖係用來說眀根據本發明之從X射線管放射出的X射線的能譜之圖。
第4圖係用來說眀本發明的實施形態1之粒子線治療裝置之用來得到DRR影像的動作之圖。
第5圖係顯示本發明的實施形態1之粒子線治療裝置之得到DRR影像的程序之流程圖。
第6圖係用來說明本發明的實施形態1之粒子線治療裝置之得到DRR影像的一個程序之概念圖。
第7圖係用來說眀本發明的實施形態2之粒子線治療
裝置之用來得到DRR影像的動作之圖。
第8圖係顯示本發明的實施形態2之粒子線治療裝置之用來得到DRR影像之射束硬化修正用資料的一例之圖。
第9圖係顯示本發明的實施形態1之粒子線治療裝置之得到DRR影像的程序之流程圖。
首先，說明採用本發明之粒子線治療裝置的整體構成。第1圖係概念地顯示包含本發明之粒子線治療裝置之粒子線治療系統的構成的一例之方塊圖。從使帶電粒子加速之加速器1以高能帶電粒子束的形態射出之粒子線2，係通過真空導管3內輸送到設於真空導管3的下游之照射頭(nozzle)4。此處，在真空導管3彎曲的部分設有用來使粒子線2的行進方向變化之偏向電磁鐵，不過第1圖中省略了其圖示。粒子線2係由配備於照射頭4之掃描電磁鐵使之在與粒子線2的行進方向垂直之二維的方向掃描。掃描的粒子線2a照射躺在治療台上之作為照射對象之患者的患部5。照射時的各種照射參數係在治療計劃裝置10設定，以該照射參數照射所需之加速器1及照射頭4等機器的參數係在系統控制裝置20設定，並傳送至加速器控制裝置21及照射系統控制裝置22，由之分別對於加速器1及照射頭4之各機器輸出指令。
另一方面，舉例來說，為了取得患者的X
射線影像以確認作為照射對象之患部5的位置等來進行患者的定位，而設置有：由X射線管51a、51b(有時只使用51作為代表符號)、平板檢測器(FPD)52a、52b(有時只使用52作為代表符號)、及X射線影像攝影控制器53所構成的X射線攝影裝置50。從X射線管51a產生並照射至患者而透視投影的X射線係由FPD 52a加以檢出，從X射線管51b產生並照射至患者而透視投影的X射線係由FPD 52b加以檢出。X射線影像攝影控制器53係控制X射線管51a、51b、FPD 52a、52b，並且取得患者的二維X射線影像。
接著，簡單說明利用以上的粒子線治療系統對患者的患部5照射作為治療用的放射線之粒子線來治療腫瘤等的患部的方法。首先，在治療計劃裝置10決定要照射至患部5的照射線量。所決定的照射線量係與患部5的形狀配合之三維分布(亦即照射線量分布)之形態。決定了照射線量分布，就可在治療計劃裝置10決定出為了提供照射線量分布之照射線量給患部5所需之加速器1及照射頭4的各種參數的組合(亦即照射參數)。不過，由於有粒子線的強度及粒子束的直徑等因素使得照射參數的組合無法唯一決定。因此，係由醫師等之使用者來決定出經認為適切之照射參數。在治療計劃中，係根據例如X射線CT影像等來產生包含患者的患部之患者內部的三維CT資料。此三維CT資料係在決定上述的照射線量分布時使用，也用於後述之在要照射粒子線至患部5時之患者的定位中
使用的DRR影像之作成。
粒子線治療之情況，對於患部之粒子線的照射係分為一日一次、或數十次而進行。照射當日，舉例來說，係以讓在X射線影像攝影控制器53取得之躺在治療台62上的患者的二維X射線影像中之預先設定於患部之患者等角點(isocenter)、與由照射頭4所決定之機器的等角點相對準之方式控制治療台62的位置，來使躺在治療台62上之患者的位置就定位。此定位，係以在患者定位控制器61中將X射線影像攝影控制器53所取得的二維X射線影像、與作為模擬所取得的二維X射線影像之影像之預先在DRR影像作成演算器11作成的二維DRR影像相比較，演算求出位置偏移量，再使治療台62移動到使位置偏移量為零之方式進行。此處，將進行患者的定位所使用的裝置，亦即治療台62及患者定位控制器61，稱為患者定位裝置60。另外，可用同一個電腦來實現DRR影像作成演算器11及患者定位控制器61，在此情況，DRR影像作成演算器11在物理構成上係包含於患者定位裝置60中。
定位結束，就按照預先決定的加速器1及照射頭4的參數，透過加熱器控制裝置21及照射系統控制裝置22來控制各機器，使粒子線照射至患部5。將該日預定的照射線量照射至患部該日的照射就結束。
如第2圖所示，患者定位控制器61係以具備有處理器611、記憶體612、輸入輸出介面613、及顯示器614之電腦加以實現。同樣的，DRR影像作成演算器11
也由具備有處理器111、記憶體112、輸入輸出介面113、及顯示器114之電腦加以實現。亦即，藉由處理器執行記憶體中所記憶的程式而實現患者定位控制器61及DRR影像作成演算器11。如上述，可用同一個電腦來實現患者定位控制器61及DRR影像作成演算器11。在此情況，處理器611及處理器111可為同一個處理器，同樣的，顯示器等可為同一個顯示器。
接著，詳細說明DRR影像的作成方法。DRR影像係在電腦上使從假想X射線源放射出的假想X射線相對於患者的三維CT資料而透視投影所得到之假想的二維的X射線影像。因此，DRR影像係模擬實際使從X射線管放射出的X射線相對於患者而透視投影所得到的二維X射線影像之影像。通常，係以稱為光線投射(ray casting)法的方法使假想X射線透過三維CT資料而作成二維X射線影像。例如，由DRR影像作成演算器11假想地再現第1圖中的X射線管51a、作為被攝體之患者5、以及作為X射線檢測器之FPD 52a的幾何的配置來產生DRR影像。此時，係以患者的三維CT資料作為被攝體，且累計假想X射線通過每個位置之因受三維CT資料的值(CT值)所造成的假想X射線的衰減，藉此求出在X射線檢測器52a的位置之X射線強度，以此方式得到二維X射線影像，亦即DRR影像。
一般而言，從X射線管產生之X射線並非能量為單一之單色X射線，而是在能譜上有多個成分分布
之X射線。因此，過去在作成DRR影像之時，在假想X射線方面係採用具有能譜分布之假想X射線，來演算出透過三維CT資料後的X射線強度而作成DRR影像。X射線的能譜有多個成分分布，使之透過三維CT資料，就會隨著能量不同而有不同的吸收之情形，所以要考量此效應來進行演算。能譜有多個成分分布之X射線透過物質時，X射線的能量越低受到的吸收越大，衰減越大。因此隨著X射線之通過物質，能量低的成分會變少，能譜分布會向高能量側偏移。此效應稱為射束硬化。
過去，係使X射線的能譜分布不管X射線透過的部位為何都相同，不管是哪個部位都使同樣的能譜分佈的X射線透過而演算出射束硬化效應。本發明的發明人發現：不管部位為何都使相同能譜分佈的X射線入射及透過而演算出射束硬化效應，並無法得到高精度模擬的DRR影像。如第3圖所示，X射線管51係構成為使從作為陰極512之電子源產生的電子撞擊作為陽極511之標靶(target)而產生X射線。此處，隨著電子撞擊標靶的位置不同，成為光子而放射到標靶外部之X射線的能量也不同。這是因為X射線係在標靶內部產生的緣故，產生的X射線通過標靶內部，在此過程中X射線受到吸收使得X射線的強度降低，因而隨著標靶的位置不同，強度及能譜分布會產生差異。亦即，由於在標靶內部之射束硬化的影響，到達FPD 52之X射線即使未經過被攝體也會有隨位置不同而能譜分布也不同之情形。另外，因為在陰極側的強度高，
在陽極側的強度低，所以在X射線照射區域會產生不均勻情形。此現象稱為足跟效應(heel effect)。
因此，有人提出使能譜分布及強度(亦即能譜強度分布)隨位置而不同之假想X射線透過三維CT資料來作成DRR影像之方案。第4圖顯示將本發明應用於光線投射(ray casting)之模式圖。在DRR的生成中之光線投射，係設定在電腦上再現之X射線攝影系統的幾何的配置中將X射線管與X射線CT資料的像素相連結而成之光線，在此光線上設定複數個計算點，根據從X射線管到計算點之累計CT值而修正計算點的CT值，然後使用修正後的各計算點的CT值而累計位於前述光線上的計算點的CT值，再根據累計的CT值而作成DRR影像之方法。
X射線之減弱係由各物質的減弱係數及距離所決定。CT值為以預定能量中之水中的線減弱係數為基準的相對值，可從CT值求出各物質的線減弱係數。X射線之減弱可用以下之式(1)加以表示。
在產生DRR之際，di為在各計算點之CT影像的三維像素尺寸(voxel size)，係依影像而定之固定值。μi為在各計算點之從CT求出之線減弱係數，所以上
述Σ可視為是CT值的累計值。又，診斷X射線並非單一能量，而是在能譜具有寬度，入射X射線強度係為能量的函數。線減弱係數係與X射線的能量相依之能量函數。
本發明係在求該X射線強度I時，給予考慮了在各計算點處的組織之X射線的能譜分布後的線減弱係數，模擬所謂的射束硬化的影響係依X射線之到達作為檢測器之FPD的位置而異之現象來作成DRR影像。在所有的計算點，分別給予考慮了X射線的能譜分布後的線減弱係數而進行演算來精度良好地求出X射線強度。亦即，若將在FPD的檢測面的位置之二維座標表示成(x,y)，則在FPD的檢測面之各位置的X射線強度I(x,y)為到達該位置之X射線的每個能量的X射線強度的累加值，所以只要對能量進行積分即可。將到達位置(x,y)之假想X射線的能譜分布表示成E(x,y)。此時，在各計算點之X射線強度及線減弱係數都為與能量對應之值，所以I(x,y)可如以下的式(2)所示般演算出。
例如，直接演算式(2)，可求出在FPD的檢測面之各位置的X射線強度I。因為可求出利用假想X射線透視以三維CT資料所表示之被攝體時之依在FPD的檢測面的位置而異之X射線強度的分布，所以可利用該X射線強度分布來得到DRR影像。
歸納以上的說明，就為如同第5圖所示之
流程圖。首先，如第6圖所示，使X射線從實際進行粒子線照射時使用的X射線管51產生，且利用光譜檢測器522測出在FPD 52的面上之複數個二維位置的X射線光譜，針對各個二維位置取得如第3圖所示之X射線能譜強度分布資料(步驟ST1)。通常，在定位時，必須要有兩個分別與如第1圖所示從正交的兩個方向照射X射線而取得的兩個X射線影像對應之DRR影像。因此，必須作成利用X射線管51a及FPD 52a而取得之X射線影像、利用X射線管51b及FPD 52b而取得之X射線影像、以及分別與兩個X射線影像對應之兩個DRR影像。因而，要取得從X射線管51a產生之X射線之在FPD 52a的位置之二維的X射線能譜強度分布資料、以及從X射線管51b產生之X射線之在FPD 52b的位置之二維的X射線能譜強度分布資料這兩個二維的X射線能譜強度分布資料。
接著，根據測出的在各位置的X射線能譜強度分布，針對FPD 52的檢測面上的每個二維位置，分別設定從假想X射線源到到達FPD 52的檢測面之假想X射線的X射線能譜強度分布(步驟ST2)。再來，分別針對每條假想X射線，設定三維CT資料的計算點(式(2)之i)(步驟ST3)。使用三維CT資料，設定與各假想X射線的能量對應之每個計算點的線減弱係數μj(E(x,y))然後利用式(2)演算求出在FPD的檢測面上之各位置的X射線強度I(x,y)(步驟ST4)。然後，根據求出的X射線強度I(x,y)來構成DRR影像(步驟ST5)。
透過以上所述之程序，就可構成包含了隨著從X射線產生管放射出X射線之方向不同而不同之X射線能譜強度分布所造成的在被攝體(三維CT資料)之射束硬化效應的不同之DRR影像，可得到更接近實際取得的X射線影像之DRR影像。
實施形態1中說明的方法必須進行與FPD的檢測面對應之各個二維位置的全能譜的積分計算，而演算量增多。因此，從入射的X射線的能譜分布算出實效能量，且對FPD的各個位置(x,y)將X射線視為單色的X射線，以X射線的強度作為相對於唯一的能量之位置的函數、或基準的X射線強度之修正係數K(x,y)，藉此而無需能譜分布的積分並可減少演算量。此處，以X射線的能量的平均值作為實效能量的話，在X射線管內若有射束硬化，亦即足根效應發生時，則實效能量會變大，可利用實效能量之差異來表現足根效應。
將式(2)變換為使用上面說明的修正係數K(x,y)的式的話即成為式(3)。
使用測出的X射線能譜強度分布資料，演算求出依到達FPD 52的位置之X射線的光譜的不同而定之修正係數K(x,y)。雖然X射線能譜強度分布資料必須在
二維的面的多數位置都要取得，但並不需要在很緻密的多個位置取得。例如，第8圖顯示在合計九處取得X射線能譜強度分布資料，並將求出在各個位置的修正係數的結果予以記入映射圖(map)中的例子。在沒有X射線能譜強度分布資料的位置之修正係數，可利用在有X射線能譜強度分布資料的位置演算求出之修正係數以插值法求出。包含插值求出的修正係數在內，將記入有各個位置的修正係數之修正係數映射圖記憶起來。修正係數映射圖係以FPD 52的每個二維的小區域都有值之映射圖的形態記憶起來。將以光線投射法求出的各位置的X射線強度I予以乘以包含該位置之區域的修正係數，就可得到更接近在定位時取得的實際的X射線影像之DRR影像。
在此，將包含修正係數的求出方法之到得到DRR影像為止的程序的具體例顯示於第9圖之流程圖中。修正係數係為從在FPD上的預定的測定點測出的能譜分布(ST11)求出實效能量(因為是將X射線的能量予以平均而求出者，所以若在X射線管內有射束硬化，亦即足根效應發生的話，實效能量會變大)而決定出的唯一的值，且各修正係數係決定成以在預定位置的能量為基準之相對值。以例如若足根效應較大之處為1時，則使足根效應較小之處為0.6等之方式決定出修正係數(步驟ST12)。沒有進行測定的部分係以插值方式來求出在二維位置之修正係數K(x,y)(步驟ST13)。根據求出的修正係數進行DRR之生成(步驟ST14至ST18)。針對DRR生成時之對於被攝體
的入射X射線，在考慮足根效應之下使之成為乘了修正係數K(x,y)之後的入射X射線(步驟ST15)。在通過被攝體內之各計算點，將相對於校準(calibration)時設定的能量而設定之原來的CT值，變換為相對於預先從文獻值、或模擬或實測取得的入射X射線的實效能量之CT值(步驟ST16)。將在光軸上的各計算點變換得出的CT值予以累加而求出式(3)之Σ(diμi)(步驟ST17)，然後在二維座標進行映射(mapping)而產生DRR(步驟ST18)。
本發明可在其發明範圍內將各實施形態予以組合、或將各實施形態予以適當地變形、省略。
Claims (5)
- 一種粒子線治療裝置，係具備有DRR影像作成演算器，該DRR影像作成演算器係藉由使從假想X射線管放射出的假想X射線相對於作為要照射粒子線的照射對象之患者的內部的三維CT資料進行透視投影，來作成模擬使從X射線管放射出的X射線相對於前述患者進行透視投影所得到的二維X射線影像之二維的DRR影像者，且該DRR影像作成演算器係以包含根據前述假想X射線的能譜強度分布而發生的射束硬化效應之方式，使前述假想X射線相對於前述三維CT資料進行透視投影，藉此作成前述DRR影像；其中，前述DRR影像作成演算器係根據從前述X射線管放射出的X射線隨著放射方向不同而具有不同的能譜強度分布之現象，針對前述DRR影像內的每個位置設定前述假想X射線的能譜強度分布來作成前述DRR影像。
- 如申請專利範圍第1項所述之粒子線治療裝置，其中，前述DRR影像作成演算器，係針對前述DRR影像內的每個位置設定與針對前述DRR影像內的每個位置所設定的前述假想X射線的能譜強度分布相對應之修正係數，使用前述修正係數演算出前述假想X射線經透視投影後之X射線強度來作成前述DRR影像。
- 如申請專利範圍第1或2項所述之粒子線治療裝置，具備有用來使前述患者的位置與前述粒子線的位置對準 的患者定位裝置，前述患者定位裝置係將利用前述X射線管照射X射線至前述患者而得到之前述二維X射線影像、與由前述DRR影像作成演算器所作成之前述DRR影像予以相比較，而使患者就定位。
- 一種DRR影像作成方法，係藉由使從假想X射線管放射出的假想X射線相對於作為要照射粒子線的照射對象之患者的內部的三維CT資料進行透視投影，來作成模擬使從X射線管放射出的X射線照射前述患者所得到的二維X射線影像之二維的DRR影像，該DRR影像作成方法係包含：在得到前述二維X射線影像之位置當中的複數個二維位置測出從前述X射線管放射出的X射線的能譜強度分布之步驟；以及根據在前述複數個二維位置測出之X射線的能譜強度分布而設定前述假想X射線在每個前述二維位置之X射線的能譜強度分布，藉此以包含根據前述假想X射線的能譜強度分布而發生的射束硬化效應之方式，使前述假想X射線相對於前述三維CT資料進行透視，藉此作成前述DRR影像之步驟。
- 如申請專利範圍第4項所述之DRR影像作成方法，其中，在使前述假想X射線進行透視來作成前述DRR影像之步驟中，使用根據在前述複數個二維位置測出之能譜強度分布而針對每個前述二維位置預先設定的修 正係數而演算出前述假想X射線經透視投影後的X射線強度，藉此作成前述DRR影像。
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