Tomographie en cohérence optique

Image OCT d'un sarcome

La tomographie en cohérence optique ou tomographie optique cohérente (TCO ou (en) OCT) est une technique d'imagerie médicale bien établie qui utilise une onde lumineuse pour capturer des images tridimensionnelles d'un matériau qui diffuse la lumière (par exemple un tissu biologique), avec une résolution de l'ordre du micromètre (1 µm). La tomographie en cohérence optique est basée sur une technique interférométrique à faible cohérence, utilisant habituellement une lumière dans l'infrarouge proche. En effet, l'absorption de lumière des tissus biologiques imagés est limitée dans cette gamme de longueur d'onde, ce qui permet de pénétrer jusqu'à environ 1 mm. Cette technique se situe ainsi à mi-chemin entre l'échographie par ultrasons (résolution 150 µm, pénétration 10 cm) et la microscopie confocale (résolution 0,5 µm, pénétration 200 µm).

Suivant les propriétés de la source lumineuse (des diodes superluminescentes (en), des lasers à impulsions ultracourtes (en) et des lasers à supercontinuum ont été utilisés), la tomographie en cohérence optique atteint une résolution inférieure au micromètre (avec des sources d'émission à spectre très large au-dessus de la gamme des 100 nm de longueur d'onde).

La tomographie en cohérence optique (OCT) est une des sortes de techniques de tomographie optique. Mise en œuvre relativement récemment, la tomographie en cohérence optique dans le domaine fréquentiel procure comme avantages un meilleur rapport signal sur bruit, donnant une acquisition du signal plus rapide. Les systèmes disponibles dans le commerce sont employés dans diverses applications, dont les médecines conservatrices et de diagnostic, notamment en ophtalmologie où elle peut être utilisée pour obtenir des images détaillées de l'intérieur de la rétine. En 2009, elle a aussi commencé à être utilisée en cardiologie pour aider à diagnostiquer une maladie coronarienne.

Introduction

Image OCT d'une empreinte digitale. Il est possible d'observer les glandes sudoripares, ayant « l'apparence d'un tire-bouchon ».

L’imagerie des tissus biologiques, en particulier de l’œil humain, a été le travail de beaucoup de groupes de recherche dans le monde. Débutant avec l’interférométrie en lumière blanche pour des mesures oculaires sur l’œil « in vivo », la première image « in vivo » du fond d’œil humain selon une coupe méridionale a été présentée pour la première fois à la conférence ICO-15 SAT en 1990.

Développée plus en détail pendant l’année 1990 par Naohiro Tanno, alors professeur à Yamagata University, et en particulier depuis 1991 par Huang et al., dans le laboratoire du Prof. James Fujimoto (en) du Massachusetts Institute of Technology (MIT), l’OCT apportant une résolution micrométrique et une capacité d'imagerie transversale est devenue une technique prédominante en recherche biomédicale. Elle est particulièrement bien adaptée aux applications ophtalmiques et a l’imagerie des tissus qui nécessitent une résolution micrométrique et une pénétration sur plusieurs millimètres de profondeur.

Les premières images OCT « in vivo » (traitant de structures rétiniennes) — ont été publiées en 1993, il faudra attendre 1997 pour les premières images endoscopiques.

L’OCT a aussi été utilisée pour de nombreux cas de restauration-conservation d’objets d’art, où sont analysées différentes couches de peinture sur une toile. Cette particularité de pouvoir imager plusieurs couches en profondeur donne à cette technique un gros avantage par rapport à d’autres techniques d’imagerie biomédicale.

L’échographie ultrasonore, l’Imagerie par résonance magnétique (IRM), la Microscopie confocale et l’OCT ont tous des caractéristiques différentes pour l’imagerie des tissus biologiques : les deux premières techniques peuvent imager le corps humain entier mais sont limités en résolution (typiquement au millimètre), tandis que la troisième permet d’atteindre des résolutions sub-micrométriques mais ne pénètre que sur des centaines de micromètre au maximum. L’OCT est donc une technique complémentaire de celles-ci puisqu’elle pénètre sur quelques centimètres et a une résolution pouvant atteindre 20 micromètres (endocopie) voire 10 micromètres en latéral (ophtalmologie).

L’OCT est basée sur l’Interférométrie à faible cohérence. Dans l’Interférométrie conventionnelle, c’est-à-dire avec une grande longueur de cohérence, les interférences ont lieu sur plusieurs mètres (par exemple avec des lasers continus). En OCT, ces interférences sont réduites à une distance de quelques micromètres grâce à l’utilisation de sources lumineuses large-bande (c.-à-d. des sources ayant un spectre large, avec beaucoup de couleurs différentes). Ces sources peuvent être des diodes superluminescentes (en) ou des lasers à impulsions ultracourtes (en). Si une puissance plus faible suffit, une lumière blanche peut aussi être utilisée.

La lumière dans un système OCT est divisée sur 2 bras : un bras échantillon (qui contient l’objet que l’on veut imager), et un bras de référence (le plus souvent un miroir). La combinaison de la lumière réfléchie par l’échantillon et de celle provenant de la référence donne lieu à des interférences, mais seulement si la lumière a parcouru la même distance dans chacun des bras, à une longueur de cohérence près. En balayant le miroir de bras de référence, un profil de réflectivité de l’échantillon peut être obtenu (c’est de l’OCT temporel). Les parties de l’échantillon qui retroréfléchissent beaucoup de lumière donneront plus d’interférence que les autres, créant ainsi un contraste. Toute lumière réfléchie à partir d’un autre plan en profondeur dans l’échantillon aura parcouru une distance trop grande (supérieure à la longueur de cohérence de la source) et n’interfèrera pas.

Ce profil de réflectivité, appelé A-scan (en), contient une information sur la structure et les dimensions spatiales de l’échantillon étudié. Une tomographie transverse (B-scan (en)) peut être réalisée en combinant latéralement une série de ces profils A-scan (en). Une image « en-face » d’une certaine profondeur est possible dépendamment de la machine utilisée.

Explication

Scan OCT d’une rétine avec une lumière à 800 nm (rouge foncé) avec une résolution axiale de 3 µm.

La tomographie en cohérence optique (OCT) est une technique permettant d’obtenir des images en profondeur de matériaux opaques ou transparents avec une résolution proche d’un microscope optique. C’est l’équivalent d’une « échographie optique », qui image de la lumière réfléchie provenant du matériau pour réaliser des coupes transverses.

L’OCT a attiré l’intérêt de la communauté médicale car elle permet d’imager la morphologie d’un tissu avec une résolution bien meilleure (en dessous de 10 µm) que les autres techniques d’imagerie médicale conventionnelles (IRM, échographie…).

Les caractéristiques clés de l’OCT sont :

• imagerie en temps réel de zones peu profondes avec une résolution proche du micrométrique ;
• imagerie directe et instantanée de la morphologie du tissu biologique ;
• aucune préparation préalable de l’échantillon imagé ;
• pas de rayonnements ionisants (comme en rayons X par exemple).

L’OCT permet une haute résolution car elle utilise de la lumière plutôt que des sons ou des radiofréquences. Un faisceau optique est dirigé sur l’échantillon, et une petite portion de la lumière qui est réfléchie par une des couches du matériau est collectée. On peut remarquer que la plupart de la lumière réfléchie n’est pas collectée (elle est donc perdue), car elle est diffusée (« scattering » en anglais) dans de nombreuses directions. Il y a aussi de la lumière collectée parasite, car elle provient de la diffusion d’une zone de l’échantillon extérieure à la zone imagée. Cependant l’OCT utilise une technique interférométrique pour mesurer le chemin que la lumière reçue a parcouru depuis sa réflexion sur l’échantillon, et peut ainsi rejeter la majorité des photons qui sont diffusés de façon multiple avant d’être détectés. L’OCT permet ainsi de reconstruire des images 3D d’échantillon relativement épais en rejetant la lumière parasite lorsqu’une surface d’intérêt est imagée.

Parmi l’ensemble des techniques d’imagerie médicale 3D, l’OCT est à ranger parmi les techniques utilisant le phénomène d’écho (comme l’échographie par ultrasons). D’autres techniques comme la tomodensitométrie (ou scanner), l’IRM ou la tomographie par émission de positons n’utilisent pas ce phénomène. Cette technique est limitée pour des images de 1 à 2 mm sous la surface de tissus biologiques, car au-delà la proportion de signal détecté est trop faible. Aucune préparation de l’échantillon n’est requise, et des images « sans contact » ou à travers une fenêtre transparente peuvent être réalisées. On peut aussi noter que le laser (ou la lumière peu cohérente) utilisée a une puissance relativement faible : elle est sans danger pour l’œil et ne provoque pas de dégâts sur l’échantillon.

Théorie

Le principe de l’OCT est celui de l’interférométrie en lumière blanche (et de l’interférométrie à faible cohérence). Le montage optique consiste en un interféromètre (Fig. 1, typiquement un interféromètre de Michelson) éclairé par une lumière à spectre large, à faible cohérence. La lumière est divisée (puis recombinée) en deux bras : référence et échantillon, respectivement.

Fig. 2 Montage d’un OCT typique simple point (TD-OCT). Scanner le faisceau optique sur l’échantillon permet une imagerie transverse non invasive jusqu’à 3 mm de profondeur avec une résolution micrométrique.

Fig. 1 OCT plein champ. Composants : diode superluminescente (SLD), lentille convexe (L1), séparatrice 50/50 (BS), objectif de la caméra (CO), caméra CMOS-DSP (CAM), référence (REF) et échantillon (SMP). La caméra fonctionne comme un détecteur 2D, et à l’aide du scan en profondeur que permet l’OCT, une image 3D peut être recombinée.

Fig. 4 OCT spectrale (ou fréquentielle ou dans le domaine de Fourier), encodée spatialement (SE-FD-OCT). Composants : source peu-cohérente (LCS), séparatrice 50/50 (BS), référence (REF) et échantillon (SMP), réseau de diffraction (DG), détecteur plein-champ (CAM) agissant comme un spectromètre, analyseur de données numérique (DSP).

Fig. 3 Détermination spectrale par OCT à source de balayage, OCT fréquentielle (ou dans le domaine de Fourier) encodée dans le temps (TE-FD-OCT) . Composants : source laser à balayage de fréquence ou laser modulable en longueur d’onde (SS), séparatrice 50/50 (BS), référence (REF) et échantillon (SMP), photodétecteur (PD) et analyseur de données numérique (DSP)

OCT temporelle (TD-OCT)

En OCT temporelle, la différence de marche du bras de référence varie dans le temps (le miroir de référence est translaté longitudinalement). En interférométrie à faible cohérence, les interférences, c.-à-d. des séries de franges brillantes et sombres, ont lieu seulement lorsque la différence de marche entre les 2 bras de l’interféromètre est plus petite que la longueur de cohérence de la source lumineuse. Cette interférence est appelée autocorrélation dans le cas où l’interféromètre est symétrique (les 2 bras ont la même réflectivité) ou corrélation croisée sinon. L’enveloppe de cette modulation varie avec la différence de marche, le maximum de l’enveloppe correspondant à l’égalité des chemins optiques (contact optique). L’interférence de deux faisceaux partiellement cohérents peut être exprimée en termes d’intensités lumineuses ${\displaystyle I_{S}}$, comme :

${\displaystyle I=k_{1}I_{S}+k_{2}I_{S}+2{\sqrt {\left(k_{1}I_{S}\right)\cdot \left(k_{2}I_{S}\right)}}\cdot Re\left[\gamma \left(\tau \right)\right]\qquad (1)}$

où ${\displaystyle k_{1}+k_{2}<1}$ représente le rapport de division (d’intensité) du faisceau, et ${\displaystyle \gamma (\tau )}$ est appelé le degré de cohérence complexe, c'est-à-dire l’enveloppe et porteuse de l’interférence qui dépend du scan sur le bras de référence ou du délai ${\displaystyle \tau }$, et dont la mesure est le but de l’OCT. En raison de l’effet de verrouillage de cohérence de l’OCT, le degré de cohérence complexe est représenté par une fonction gaussienne exprimée par

${\displaystyle \gamma \left(\tau \right)=\exp \left[-\left({\frac {\pi \Delta \nu \tau }{2{\sqrt {\ln 2}}}}\right)^{2}\right]\cdot \exp \left(-j2\pi \nu _{0}\tau \right)\qquad \quad (2)}$

où ${\displaystyle \Delta \nu }$ représente la largeur spectrale de la source dans le domaine fréquentiel, et ${\displaystyle \nu _{0}}$ est la fréquence centrale de la source. Dans l’équation (2), l’enveloppe gaussienne est modulée en amplitude par une porteuse optique. Le maximum de cette enveloppe représente la position de l’échantillon imagé, avec une amplitude dépendant de la réflectivité de la surface. La porteuse optique est due à l’effet Doppler résultant du scan d’un bras de l’interféromètre, et la fréquence de modulation dépend de la vitesse du scan. Ainsi, translater un des bras de l’interféromètre a deux effets : le scan en profondeur et un décalage Doppler de la porteuse optique. En OCT, le décalage Doppler de la porteuse optique est exprimé par

${\displaystyle f_{Dopp}={\frac {2\cdot \nu _{0}\cdot v_{s}}{c}}\qquad \qquad \qquad \qquad \qquad \qquad \qquad \quad (3)}$

où ${\displaystyle \nu _{0}}$ est la fréquence optique centrale de la source, ${\displaystyle v_{s}}$ est la vitesse de balayage (scan) de la différence de marche, et ${\displaystyle c}$ est la vitesse de la lumière.

Signaux d’interférence en TD vs. FD-OCT

Les résolutions latérale et axiale en OCT sont indépendantes l’une de l’autre : la première dépendant des optiques du montage et la seconde étant fonction de la longueur de cohérence de la source lumineuse. La résolution axiale en OCT est définie par :

${\displaystyle \,{l_{c}}}$	${\displaystyle ={\frac {2\ln 2}{\pi }}\cdot {\frac {\lambda _{0}^{2}}{\Delta \lambda }}}$
	${\displaystyle \approx 0.44\cdot {\frac {\lambda _{0}^{2}}{\Delta \lambda }}\qquad \qquad \qquad \qquad \qquad \qquad \qquad \qquad (4)}$

où ${\displaystyle \lambda _{0}}$ et ${\displaystyle \Delta \lambda }$ sont respectivement la longueur d’onde centrale et la largeur spectrale de la source lumineuse.

OCT fréquentielle (FD-OCT)

En OCT fréquentielle (ou OCT dans le domaine de Fourier), (FD-OCT) les interférences large-bande sont enregistrées avec des détecteurs séparateurs de spectre (soit en encodant la fréquence optique dans le temps avec une source à balayage de fréquence, ou avec un détecteur à dispersion, comme un réseau de diffraction ou un détecteur 2D linéaire). Grâce à la relation de Fourier (théorème de Wiener-Khintchine) qui relie l’autocorrélation et la densité spectrale de puissance), la profondeur peut être immédiatement calculée par une transformée de Fourier depuis le spectre enregistré, sans aucun mouvement du bras de référence. Cet effet accélère grandement la vitesse d’imagerie, tandis que la réduction des pertes améliore grandement le rapport signal-sur-bruit proportionnel au nombre d’éléments de détection. La détection parallèle de plusieurs plages de longueurs d’onde limite l’intervalle de balayage, tandis que la largeur de bande spectrale dicte la résolution axiale.

Encodée spatialement

L’OCT fréquentielle encodée spatialement (SEFD-OCT en anglais, pour spectrally encoded Fourier domain OCT) réalise une mesure spectrale en répartissant, à l’aide d’un élément dispersif, différentes fréquences optiques sur les bandes d’un détecteur (un capteur CMOS ou CCD 2D divisé en lignes), voir Fig.4 ci-dessus. Ainsi l’information de tout le balayage en profondeur peut être acquis en une seule exposition. Cependant, le grand rapport signal sur bruit qui caractérise normalement la FD-OCT est réduit par la plus petite plage dynamique des détecteurs à bandes, comparés aux diodes photosensibles uniques : cela résulte en un SNR (rapport signal sur bruit) plus bas de ~10 dB aux vitesses élevées. Cela n’est pas problématique lorsqu’on travaille à la longueur d’onde de 1 300 nm, puisqu’une plage dynamique faible n’est pas un problème dans cette gamme de longueur d’onde.

En plus du plus faible SNR (rapport signal sur bruit), cette technique implique aussi une réduction en sinus cardinal (sinc) de la résolution en profondeur, due à la limitation de la bande de détection (un pixel détecte une portion quasi-rectangulaire d’une plage de longueur d’onde au lieu d’une fréquence bien précise, conduisant à un sinus cardinal (sinc(z)) sur la transformée de Fourier). De plus, dans la plupart des cas, les éléments dispersifs dans le détecteur spectral ne distribuent pas la lumière sur le détecteur avec des fréquences réparties de façon égales, même si les plus récents ont une dépendance inverse. Par conséquent le signal doit être re-échantillonné avant d’être traité, et ce processus ne peut prendre en compte des différences de largeur de bande locales (dépendantes d’un pixel à l’autre), ce qui résulte en une plus grande dégradation de la qualité du signal. Cette dégradation n’est cependant plus un problème avec le développement des nouvelles générations de capteurs CCD ou assemblage de photodiodes qui ont un nombre de pixels bien supérieur.

La détection optique hétérodyne (en) offre une autre approche à ce problème sans la nécessité d’une grande dispersion.

Encodée dans le temps

L’OCT fréquentielle encodée dans le temps (TEFD-OCT pour time-encoded Fourier-domain OCT en anglais, ou OCT à source à balayage, swept-source OCT en anglais) tente de combiner certains avantages de l’OCT standard et de la FD-OCT encodée spatialement. Ici les composantes spectrales ne sont pas encodées dans par une séparation spatiale, mais temporellement. Le spectre est soit généré soit filtré par des pas successifs en fréquences, puis reconstruit avant de subir la transformée de Fourier. En associant une source lumineuse à balayage de fréquence, la source optique devient plus simple que celle de la FD-OCT encodée spatialement, mais le problème du balayage qui était, dans le cas de la TD-OCT, essentiellement dans le bras de référence se retrouve maintenant dans la source lumineuse de la FD-OCT encodée temporellement. Ici l’avantage repose dans la technologie de haut SNR (rapport signal sur bruit), tandis que les sources à balayage atteignent des largeurs de bande instantanée très petites à des fréquences très élevées (20-200 kHz). Les désavantages sont la non-linéarité en longueur d’onde (surtout aux hautes fréquences), l’élargissement de la largeur de bande aux hautes fréquences et une haute sensibilité aux éléments de balayage de l’échantillon.

OCT plein champ (FF-OCT)

Schéma d'un OCT plein champ

Une approche alternative de l'OCT temporelle et fréquentielle a été développée par l'équipe de Claude Boccara en 1998, avec une acquisition des images sans balayage de faisceau. Dans cette technique appelée OCT plein champ (full-field OCT, FF-OCT), contrairement à d'autres techniques OCT qui acquièrent des sections transversales de l'échantillon, les images sont ici « en face », comme des images de microscopie classique : orthogonales au faisceau lumineux d'illumination.

Plus précisément, les images interférométriques sont créées par un interféromètre de Michelson où la différence de marche optique est balayée par un composant électrique rapide (habituellement un miroir piézoélectrique dans le bras de référence). Ces images acquises par une caméra CCD sont combinées en post-traitement (ou en direct) par la méthode de déphasage interférometrique, où habituellement 2 ou 4 images par période de modulation sont acquises selon l'algorithme utilisé.

Les images tomographiques « en face » sont ainsi produites par un éclairage à champ large, assuré par la configuration Linnik de l'interféromètre de Michelson où un objectif de microscope est utilisé dans les deux bras. En outre, alors que la cohérence temporelle de la source doit rester faible comme dans les OCT classiques (c'est-à-dire un large spectre), la cohérence spatiale doit également être faible pour éviter les interférences parasites (c'est-à-dire une source de grande taille).

OCT confocale à balayage linéaire (LC-OCT)

La tomographie par cohérence optique confocale à balayage linéaire, désignée par l'acronyme anglais LC-OCT (« Line-field Confocal OCT »), est une technique d'imagerie basée sur le principe de l'OCT temporelle avec éclairage selon une ligne et détection avec une caméra linéaire. Des images en coupe verticale (B-scans) ou en coupe horizontale (en face) sont obtenues en temps réel en balayant la ligne d'éclairage. En utilisant un objectif de microscope de grande ouverture numérique et un laser supercontinuum comme source de lumière de faible cohérence temporelle, une résolution spatiale quasi-isotrope d'environ 1 µm a été démontrée. D'autre part, l'éclairage et la détection linéaires, combinés à l'utilisation d'un objectif de microscope, produisent un effet confocal qui réduit la quantité de lumière multi-diffusée détectée par la caméra. Ce filtrage confocal, absent dans la technique d'OCT plein champ, confère un avantage à la LC-OCT en termes de sensibilité de détection et de pénétration dans les milieux diffusants comme les tissus cutanés.

Quelques applications

La tomographie par cohérence optique est une technique d'imagerie médicale bien établie, et est utilisée dans plusieurs spécialités médicales dont l'ophtalmologie et la cardiologie, en plus d’être largement utilisée dans la recherche biomédicale.

Ophtalmologie

L'OCT est très utilisée par les ophtalmologistes et les orthoptistes pour obtenir des images à haute résolution du segment antérieur de l’œil humain et de la rétine. À l’aide de son pouvoir de résolution transverse, l’OCT fournit une méthode simple d'évaluation de l'intégrité axonale dans les cas de sclérose en plaques et de glaucome. L'OCT est également bien adaptée pour évaluer la dégénérescence maculaire liée à l'âge et est considéré comme la nouvelle norme pour l'évaluation de l’état d’un œdème maculaire diabétique. Plus récemment, des dispositifs OCT ophtalmiques ont été conçus pour effectuer des angiographies ou pour évaluer des pathologies de la microvascularisation de la rétine, impliquées dans des maladies telles que le glaucome et la rétinopathie diabétique.

Cardiologie

Dans le cadre de la cardiologie, l’OCT est utilisée pour imager des artères coronaires, afin de visualiser la morphologie et la microstructure des vaisseaux à une résolution 10 fois supérieure à d'autres modalités existantes telles que les ultrasons intravasculaires et l'angiographie par rayons X (Tomographie Intracoronaire par cohérence optique). Pour ce type d'application, des cathéters à fibres optiques d'environ 1 millimètre de diamètre sont utilisés pour accéder à la lumière de l'artère à travers des interventions semi-invasives, c'est-à-dire une intervention coronaire percutanée. La première réalisation de l'OCT endoscopique a été rapportée en 1997 par des chercheurs du laboratoire James Fujimoto du Massachusetts Institute of Technology, dont le Pr. Guillermo James Tearney et le Pr. Brett Bouma. Le premier cathéter et système d'imagerie TD-OCT a été commercialisé par LightLab Imaging, Inc., une société créée au Massachusetts en 2006. La première étude d'imagerie FD-OCT a été rapportée par le laboratoire du Pr. Guillermo James Tearney et le Pr. Brett Bouma basé au Massachusetts General Hospital en 2008. La FD-OCT intravasculaire a été introduite pour la première fois sur le marché en 2009 par LightLab Imaging, Inc. et Terumo Corporation a lancé une deuxième solution pour l'imagerie de l'artère coronaire en 2012. La FD-OCT permettant une vitesse d'imagerie plus élevée, elle a été largement adoptée pour l'imagerie de l'artère coronaire. On estime que plus de 100 000 cas d'imagerie coronaire FD-OCT sont effectués chaque année, et que le marché augmente d'environ 20 % annuellement.

Oncologie

L’OCT endoscopique a été appliquée à la détection et au diagnostic de cancer et de lésions précancéreuses, telles que l'œsophage de Barrett et la dysplasie œsophagienne.

Dermatologie

La première utilisation de l'OCT en dermatologie remonte à 1997. Depuis, l'OCT a été appliquée avec succès au diagnostic de lésions cutanées telles que les carcinomes. En revanche, le diagnostic du mélanome à l'aide de l'OCT est difficile à cause de la résolution insuffisante des images. L'émergence de nouvelles techniques d'OCT à haute résolution telles que la LC-OCT ouvre des perspectives prometteuses en permettant à la fois la détection à un stade précoce des tumeurs malignes de la peau — y compris le mélanome — et la réduction du nombre d'excisions chirurgicales de lésions bénignes. D'autres domaines d'application intéressants incluent l'imagerie des lésions où les excisions sont dangereuses voire impossibles ainsi que l'aide aux interventions chirurgicales par identification des marges tumorales.

Voir aussi

• Interférométrie
• Tomographie par projection optique (en)
• Tomographie
• Microscope confocal
• Imagerie médicale

Références

• (en) Cet article est partiellement ou en totalité issu de l’article de Wikipédia en anglais intitulé « Optical_coherence_tomography » (voir la liste des auteurs).

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