慢性腎病的超聲新技術研究進展

薛立云 綜述 黃備建 審校

慢性腎病（chronic kidney disease, CKD）是指各種原因引起的腎臟結構或功能異常持續時間超過3個月。CKD是心血管疾病最主要和嚴重的危險因子之一,即使早期CKD亦為構成心血管事件和死亡的重要危險因子之一[1]。CKD腎內各級動脈分支受累時, 病變由末梢逐漸波及主干, 毛細血管床數量減少, 腎血流灌注減低, 腎灌注不足與腎受損程度呈正相關。CKD患者中多種病理因素可導致氧化應激, 如尿毒素、腎素-血管緊張素-醛固酮系統、慢性缺氧等。腎小管周圍毛細血管減少導致腎臟慢性缺氧是加速腎功能不全進展的主要危險因子之一, 并可導致心血管疾病的發展[2]。長期慢性損傷造成腎臟病理修復反應, 細胞外基質在腎小球系膜區及腎小管間質異常蓄積、降解減少, 最終導致間質毛細血管喪失、小管萎縮、腎小球硬化和間質纖維化。

1 慢性腎病血流評估方法的概述

評估腎病血流灌注對于了解CKD病情進展、監測藥物療效、判斷預后有重要意義。目前我國臨床上主要通過測定患者血清肌酐（serum creatinine, SCr）來粗略評估腎功能, SCr是反映腎臟濾過率的一項有效的內源性標志物, 但其測值對于女性和老年人往往偏低, 對輕中度慢性腎病不敏感。臨床普遍以99mTc-DTPA清除率作為測定腎小球濾過率（glomerular filtration rate, GFR）的“金標準”, 這是唯一可以測定單個腎臟GFR功能的檢查方法, 但這種方法有必須使用放射性同位素、要對患者進行短時間隔離、儀器設備要求較高、費用昂貴、不能進行床旁檢查等缺點[1]。腎穿刺活檢可觀察腎臟病理改變情況, 但有一定創傷和風險, 且活檢只是一次靜止的記錄, 無法反應疾病進展情況, 患者往往不能接受多次腎活檢, 因此活檢不能作為常規監測病情變化的指標。

多年來常用灰階超聲分析腎臟的大小、形態、腎皮質厚度、回聲強度、血流動力學變化等來診斷彌漫性腎臟疾病。有學者進行彩色多普勒超聲評價腎血流灌注方面的研究, 阻力指數（resistance index, RI）和收縮期峰值流速（peak systolic velocity, PSV）等半定量參數間接反應了腎缺血程度, 具有較高敏感度及特異度[3]。但彩色多普勒對小動脈的敏感度低, 不能準確反應微循環灌注情況, 因此在腎臟疾病診斷中的能力有限。超聲造影（contrast-enhanced ultrasound,CEUS）可定量評估腎臟微循環血流, 提供局部血流信息, 不僅能顯示大中血管, 而且能顯示微小血管甚至容量大的毛細血管床的血流, 因而比多普勒超聲更能精確反應器官微循環情況; 在腎臟微小動脈和較大動脈的顯示、腎動脈硬化、腎灌注缺損、生理或藥理刺激可能導致的腎動脈血流改變等研究中具有潛在應用價值[4]。此外, 根據腎病發展進程, 腎小球及毛細血管床數量的減少、腎小球硬化及間質纖維化導致腎臟硬度增加、順應性減低、彈性系數增高及韌性下降, 為超聲彈性成像的應用提供可能。本文就超聲造影及超聲彈性成像這兩項超聲新技術在慢性腎病診斷及監測中的應用進展作一綜述。

2 超聲造影

2.1 超聲造影及其定量分析技術的原理

經過不斷地更新與發展, 微泡作為一種超聲造影劑已研究成熟, 并得到較廣泛的臨床應用, 其發展開拓了許多超聲診斷的新領域。微氣泡內包裹球狀氣體,在血液中溶解度甚低, 生物可溶性物質構成的薄層包殼使其具有良好的穩定性。微氣泡的直徑約2～5 μm,比紅細胞略小, 但比CT、MRI造影劑微粒大得多, 是一種純粹的血管內造影劑。其作用是增加超聲波背向散射信號, 從而增強血流的散射回聲。造影劑注射10～15 min后微泡內氣體由肺呼出體外, 微囊物質由肝臟分解, 通過腎臟濾出。超聲造影劑無腎毒性, 對人體副反應少, 過敏反應發生率明顯低于CT及MRI造影劑,因此其安全性較高。目前我國批準的臨床最常用的造影劑是SonoVue, 內含六氟化硫（SF6）氣體, 直徑約2.5 μm, 每毫升造影劑中約含5×108個微泡[5-7]。

應用超聲造影的目的是檢測和分離超聲回聲成分, 在組織灌注水平形成實時血流分布圖。在血液流速高的部位以往可利用超聲多普勒檢測, 然而腎實質絕大部分血液流速較低, 無法將其與組織運動分開[4-5]。靜脈注射微泡造影劑可估計感興趣區內的相對血流多少和微循環的部分血容量。組織增強程度的高低依賴于微泡背向散射信號與靜止背景信號間的差異。當靜脈注射造影劑濃度達穩態時, 利用高機械指數脈沖破壞照射區內的微泡, 再轉換為低機械指數模式記錄造影劑再充盈過程; 根據指數方程 Y =A (1 - e-βt)生成背向散射積分隨時間變化的曲線, 得到與組織灌注值相關的半定量數據, 式中A為再充盈曲線的最高強度（maximum amplitude at the asymptote of the re fi lling curve, A）, 代表部分血容量; β為曲線的起始斜率（the initial slope of the refill curve, β）, 代表血流速度。這種利用間歇成像方式獲得再充盈曲線的方法具有局限性, 如費時、易受呼吸影響、灌注數據僅來源于單個組織層面、不能準確反映局部組織灌注等[7]。另一種方法為新型的低能量成像模式它基于脈沖反向技術, 不破壞造影劑微泡, 低機械指數脈沖束發射到體內后, 接收造影劑和組織反射的回聲, 再向同一部位發射第二脈沖, 這一脈沖反向復制第一脈沖, 隨即將兩次回聲疊加, 組織產生的線性回聲互相抵消, 回聲的非線性成分相互加強, 產生較強的諧頻信號。此即相位調制技術的最常用方法: 脈沖反向諧頻成像[4-5]。之后可利用定量軟件分析時間-強度曲線（time-intensity curve, TIC）, 得到兩組參數信息, 一組是與時間有關的定量參數: 到達時間（arrival time,AT）和達峰時間（the time to peak enhancement,TTP）; 另一組與增強程度有關, 包括峰值強度（the peak intensity,PI）和曲線下面積（the area under the curve,AUC）等, 從而定量分析微循環灌注情況[4]。

2.2 超聲造影定量分析技術在腎病中的應用

超聲造影最初在心臟及肝臟疾病診斷中取得突破性進展, 這一技術現已廣泛應用到腎臟、乳腺、胰腺、前列腺等器官的占位性病變診斷及肝臟腫瘤局部治療效果評估等領域, 取得顯著成果, 但對腎臟彌漫性病變灌注的研究還處于探索階段。

Tsuruoka等[2]運用第二代超聲造影劑Sonazoid對85名CKD患者和5名健康志愿者（對照組）行超聲造影檢查。對照組造影劑注射后從腎門開始, 依次沿葉間動脈、弓形動脈、小葉間動脈向外周擴散, 腎皮質隨之從腎被膜側向腎錐體方向增強, 造影劑注射15～20 s后皮質達最大增強。數秒后腎髓質從皮質側向內髓增強, 皮質完全增強10～20 s后髓質最大程度增強。10～12分鐘內皮髓質增強消退。而晚期腎病患者葉間動脈和小葉間動脈灌注總時間延長, 小葉間動脈顯示不清。皮髓質增強程度較對照組減低, 消退加快, 3～5 min內廓清。分析TIC曲線, CKD患者TIC曲線的初升強度減小（上升支斜率減小）、達峰時間延長、峰值強度減低、皮髓質增強減退較早（下降支斜率增大）。研究還顯示上升支斜率、峰值強度及下降支斜率三個參數與根據血肌酐水平估算的腎小球濾過率(estimated glomerular filtration rate, eGFR)明顯相關, 髓質下降支斜率與eGFR相關性最強。董怡等[8]對Ⅲ～V期（采用美國NKF-K/DOQI工作組對CKD的分期方法）慢性腎功能不全患者的研究也得出相似結論, CKD腎皮質定量灌注參數中曲線下面積(AUC)增大, 達峰強度絕對值(derived peak intensity, DPI)減低, 曲線上升支斜率(slope rate of ascending curve, A)減小, 達峰時間(TTP)延長, AUC、DPI、A、TTP診斷慢性腎功能不全Ⅲ～V期的靈敏度、特異度、準確性均明顯高于彩色多普勒超聲中的RI指標。進一步分析后[9]發現其中AUC的診斷準確性、靈敏度最高, 以腎穿刺病理組織學結果為金標準, DPI<12 dB、TTP>12 s、A>2.40 dB/s、AUC>1740 dB·s為慢性腎功能不全的最佳診斷點。且得出結論[10]慢性腎功能不全患者99mTc-DTPA腎動態核素顯像測得的GFR與超聲造影定量參數中的曲線下面積、曲線上升支斜率呈正相關, 因此CEUS灌注定量參數能反映慢性腎功能不全腎皮質血流灌注改變。苗立英等[11]用CEUS定量評價腎病組與對照組血流灌注, 也發現腎病組的皮質達峰時間ATc、髓質達峰時間ATm顯著延長, 皮質TIC斜率βc下降, 說明病例組腎臟血流灌注速度即造影劑進入腎微毛細血管床的時間延長, 這可能與腎缺血或免疫復合物積聚導致腎毛細血管血流阻力增加有關。病例組皮質峰值強度變化（△AT）較對照組有延長趨勢, ATm, △AT與 BUN,Cr呈正相關, 說明超聲造影可較敏感反應彌漫性腎病血流灌注變化。王健等[12]建立兔慢性腎功能衰竭模型后行CEUS檢查, 發現腎皮質血流灌注4周起減低, 表現為TIC參數中峰值強度減低; 同時灌注速度和廓清速度均降低, 表現為達峰時間和峰值強度減半時間延遲, 而血肌酐、尿素氮自6周起才明顯升高。因此超聲造影結合時間－強度曲線可定量分析慢性腎衰竭不同階段腎皮質血流灌注情況, 腎血流灌注的下降早于常規實驗室檢查指標的異常。

此外, CEUS在診斷慢性移植腎損傷(chronic allograft injury,CAI)中也發揮重要作用。移植腎灌注情況與其功能密切相關, 移植腎功能不全者伴隨腎灌注改變。Kay等[13]研究了腎移植患者超聲造影TIC曲線數據的可重復性, 結果示腎上極、中部皮髓質測量值在觀察者之間一致性較好, 將中部測量值作為研究對象, 與移植術后3個月的預后有較好相關性, 微泡灌注與eGFR有較好一致性。Schwenger等[14]發現CEUS評估的移植腎血流量與血肌酐水平明顯相關, CEUS可提高CAI診斷的敏感度和準確性, 其灌注參數可評估腎移植患者微循環的整體性, 預測移植腎功能不全, 比普通超聲提高了對CAI的早期診斷率。

綜上, 超聲造影技術評價彌漫性腎病的血流灌注具有相對無創、簡便實用、無腎毒性、敏感度高、可重復性強等優點, 有較大的臨床應用潛力與研究價值。

3 超聲彈性成像

器官或組織病變往往伴隨硬度的改變。觸診是體格檢查發現異常硬度的一項重要檢查手段, 但觸診有很大的主觀性, 且很難定量, 因此需要一種定量的影像方法測量病變硬度改變[15]。彈性成像是無創性評估組織彈性特征的一種新型成像方法, Sporea等[16]將用于評估肝纖維化的超聲彈性成像方法分為以下幾種: 瞬時彈性成像(transient elastography), 實時組織彈性成像(real-time tissue elastography), 聲輻射力脈沖成像(acoustic radiation force impulse), 剪切波彈性成像(shear wave elastography)。目前這些方法已廣泛應用于多種器官組織, 而不僅僅局限于肝臟病變。Tanter等[15]將彈性成像技術分為: 靜態彈性成像(static elastography)（即實時組織彈性成像）, 瞬時彈性成像, 聲輻射力脈沖成像, 超音速剪切成像(supersonic shear imaging)和磁共振彈性成像(magenetic resonance elastography)。這些方法都有大致相同的三個步驟: ⑴組織在外部或內部壓力下受到機械性壓迫; ⑵超聲或MRI測量壓力引起的組織位移; ⑶根據組織位移定性或定量估計組織彈性。以下介紹常用的幾種超聲彈性成像技術: 聲輻射力脈沖成像、瞬時彈性成像、實時組織彈性成像與超音速剪切成像。

3.1 聲輻射力脈沖成像技術（acoustic radiation force impulse, ARFI）

3.1.1 ARFI的基本原理

ARFI技術將軟件整合于常規超聲檢查系統中, 可在患者進行常規超聲檢查后在相同深度層面進行彈性測定[16-18]。目前廣泛應用的聲觸診組織量化技術(virtual touch tissues quantification, VTQ)就是基于ARFI原理, 其基本原理是: 行實時B型超聲成像時, 利用感興趣區光標對組織區域進行彈性測量。由短暫的（～262 μsec）、固定傳播頻率（2.67 MHz）的聲脈沖對感興趣區組織進行機械激發, 產生局部組織位移, 導致受激發部位產生垂直于發射脈沖的剪切波, 并由超聲相關方法追蹤。超聲追蹤束測量組織的橫向最大位移, 可得到組織剪切波速度(Vs)。剪切波速度與組織彈性系數的平方根成比例, 結果以m/s表示[19]。可測量的剪切波速度是組織固有的特性, 測值具可重復性[20]。一般來說, 越硬的組織, 通過這一區域的剪切波速度越快。由此可根據剪切波速度反應組織的彈性特征。

ARFI技術具有以下優點: 一是ARFI整合于傳統超聲系統中, 患者行常規標準超聲檢查時即可進行彈性測定。二是ARFI成像可自行選擇測量位置, 避開鄰近結構（比如血管）的干擾。而瞬時彈性成像只能通過M型圖像來定位測量位置, 因無聲像圖的引導, 具有一定盲目性[19]。另外, 對于腹水和肥胖患者, 無法利用FibroScan進行肝臟彈性成像剪切波重建, 但可在超聲直接監測下利用ARFI進行肝臟彈性測定[16,18,21]。

3.1.2 ARFI在腎病方面的臨床應用

研究表明ARFI測值與肝纖維化分期有很好的相關性[22], ARFI還應用于肝臟局灶性病變、指導及評價肝臟射頻消融、腎腫瘤等研究, 目前也有學者致力于移植腎損傷的ARFI研究。Cosgrove等[23]較早提出可用高能量聲束形成組織應變, 產生快速的剪切波, 從而評估移植腎實質硬度。Stock等[24]對18個腎移植患者進行ARFI檢查, 顯示ARFI值與腎纖維化程度之間呈中度正相關, 且與BANFF分級（2007年新版BANFF分級法）也呈正相關關系, 通過彈性測定可準確診斷程度較重的纖維化, 而對于早期纖維化尤其如BANFF 1、2級之間的ARFI值存在部分重疊, 運用此技術較難鑒別。Syversveen等[25]利用ARFI技術對30名腎移植患者進行彈性測定, 并與腎活檢纖維化分級（BANFF 97分級法）對比。顯示未發生纖維化的移植腎和纖維化的移植腎之間, 剪切波速度無明顯差別, 觀察者內部和兩個觀察者之間的變異度較大。然而Arndt等[26]報道20名腎移植患者用瞬時彈性成像（TE）測得的腎實質硬度與間質纖維化程度有明顯相關性。曾有報道[20]對于嚴重肝纖維化和肝硬化來說, ARFI與TE診斷準確度相似,但對于早期肝纖維化, TE更具優勢。另外, 與ARFI研究不同的是Arndt等的TE研究中只有一個觀察者執行操作, 且未排除急性排異期的病例, 加之兩種方法在技術上的差異, 因此可能導致結果的不同[25]。

綜上所述, ARFI可敏感反映組織彈性變化, 可無創、安全地反映肝臟、腎臟等多種器官組織的纖維化程度, 而不僅限于淺表器官。雖然目前的研究還不足以將ARFI作為腎纖維化的標準評價指標, 但其廣闊的發展應用前景還是很值得期待與研究的。

3.2 瞬時彈性成像（transient elastography）

3.2.1 TE的基本原理

FibroScan（法國Echosens公司研制的一維瞬時彈性成像系統）設備由探頭、專用電子系統和控制器組成。探頭上裝有低頻振動器, 振動器軸線上安裝超聲換能器。單個超聲換能器可同時用作超聲波發射器和接收器, 并作為低頻活塞樣振動器產生瞬時振動。振動器向組織發射振動波, 組織產生位移并通過標準互相關技術（standard cross-correlation technique）測得。同時產生低頻彈性波（主要是剪切波）, 通過測量剪切波速度以反映組織硬度的高低[27]。

TE與ARFI兩種彈性測量方法之間無本質性的區別, 因為兩者運用相同的數學公式——Young方程[17]。二者的主要區別在于ARFI利用高強度聲脈沖產生剪切波, 而TE則利用振動波來加壓[18,25]。兩種技術均測量與組織硬度相關的速度值, ARFI測量橫向剪切波的速度, 以m/s表示; TE測量低頻振動波的速度, 在算法上轉換成壓強, 表示為kPa[18]。另外ARFI可在改進的普通超聲儀上進行可視化管理的操作, 而TE需要特定的儀器,不能進行可視化管理的操作[17,22]。

3.2.2 TE在腎病方面的臨床應用

TE評估肝纖維化的作用已在不同的肝臟疾病得到驗證, 也有關于評估動脈壁彈性等研究的文獻報道。如前所述, Arndt等[26]對57個腎移植患者利用FibroScan設備進行TE檢查, 顯示腎實質硬度與間質纖維化程度密切相關, 與eGFR呈負相關, 慢性移植損傷0～1級與2、3級患者硬度值有明顯區別。TE可鑒別亞臨床進展性間質纖維化, 其最有前景的應用是監測移植腎實質結構隨時間發生的變化。Westhoff等[28]的研究也得出了與之相同的結論: 41個腎移植患者的腎臟硬度與間質纖維化程度明顯相關, 與eGFR呈負相關, 移植腎損傷BANFF分級不同組間的硬度值差異顯著(grade I vs.grade II p=0.014, grade I vs. grade III p<0.001, grade II vs. grade III p=0.005)。TE作為一種新型的快捷、無創性技術, 具有較好的患者接受性, 較高的可重復性, 并能獲得即時結果。以上研究顯示TE在檢測腎移植患者間質纖維化方面具有良好的應用前景。

3.3 實時超聲彈性成像（real-time tissue elastography, RTE）

Hitachi公司開發的實時組織超聲彈性成像技術采用壓迫式彈性成像方法, 可在常規超聲檢查中利用傳統超聲探頭采集、對比和分析組織壓縮前后的回聲信號來估計組織硬度。用于測量組織彈性應變的方法有三種: 空間相關方法（the spatial correlation method）,相位移動追蹤方法（the phase-shift tracking method）和復合自相關方法（the combined autocorrelation method,CAM）。空間相關方法的處理時間較長。相位移動追蹤方法測量較大位移時會產生噪聲, 且不能對橫向運動進行補償。復合自相關方法能快速、準確地探測縱向位移, 且不產生噪聲, 因而得到廣泛應用。Hitachi設備采用了基于復合自相關方法和3D組織模型二者結合的實時彈性成像方法, 實時探測組織位移, 且避免噪聲的產生[29]。

RTE的基本原理: 用探頭向組織施加輕微壓力, 這個壓力能保持探頭與皮膚接觸, 并使圖像上壓力強度與應變基本成比例。再通過超聲儀獲取回聲信號, 運用CAM法計算組織應變。首先, 計算壓縮造成的組織位移分兩步進行, 先利用對比壓縮前后的射頻信號粗略估計組織位移, 然后利用壓縮前后兩種回聲信號的相位差異（CAM法）精確計算組織位移。較硬的組織應變位移較小, 較軟的組織壓縮程度大、組織位移大。其次, 通過位移分布的空間差異估計應變分布, 經重建并以彩色圖像的形式顯示。彈性圖像上最硬的組織標記為深藍色, 較硬為藍綠色, 軟硬適中為綠色, 較軟為黃色, 最軟為紅色。彩色彈性圖像轉化為半透明影像并疊加于B型超聲圖像上, 兩種圖像同時顯示在屏幕上, 便于操作者分辨出應變分布與組織病變的解剖關系[30, 31]。

RTE評價組織硬度的方法包括定性和半定量兩種。定性方法即根據感興趣區內的顏色比例進行分級, 再與活檢分級等比較評價[32]。半定量方法為得到彩色圖像后, 將圖像內的所有像素值轉化為直方圖（histogram）[33]和二進制圖(binary image)[30], 前者可進行直方圖的均數（mean）、標準差(standard deviation)的量化, 后者可計算二進制圖內白色區域（高硬度組織）所占面積的比例和復雜性（area and complexity）。還有一種半定量方法是在病灶區與周圍正常組織（或周圍血管區）分別選擇感興趣區, 計算兩者應變比值（strain ratio）, 從而間接反映組織彈性變化[34,35]。

彈性成像現已用于診斷和描述與正常組織硬度不同的各種類型的局灶性或彌漫性病變, 到目前為止,RTE作為一種實時應變成像模式已應用于乳腺[15,31]、甲狀腺[32]、前列腺、胰腺[33]和肝臟[29,30]等多種器官病變的研究, 表現出較大的臨床應用發展潛力; 但目前尚無關于腎病或腎移植損傷的文獻報道, 在這方面亟待深入研究。

3.4 超速聲剪切波成像(supersonic shear imaging,SSI)

超速聲剪切波成像是一種新型的測量聲輻射力產生的剪切波速度的組織彈性成像方法。用時間分割后的低強度聲脈沖產生“馬赫錐”形成多個發射聚焦區, 并用瞬時彈性成像的超速影像采集系統（5000幀/秒）整合為一種超聲序列, 使之成為一種定量超聲彈性成像方法, 與靜態彈性成像相比, 明顯減少了操作者依賴性。常規超聲探頭發射的聚焦超聲束產生遠程聲輻射力（remote radiation force）或稱之為推動聲束（pushing beam）, 時間分割法中每一推動聲束的聲強（ISPTA）均可符合國際采用的AIUM EDA 510(K)標準。組織發生位移并產生瞬時剪切波在介質中傳播。超聲裝置轉換到超速成像模式, 快速獲取原始射頻數據。利用經典斑點追蹤算法（classic speckle-tracking algorithms）比較連續超聲圖像, 計算出剪切波在組織內傳播產生的軸向位移。再利用一維互相關算法（one-dimensional cross-correlation algorithm）計算局部剪切波群速度, 運用公式E=3ρc2推導出Young模量E, 產生二維組織彈性圖。其中ρ為局部組織密度（視為常數1000 kg·m-3）, c為剪切波速度[36-37]。

SSI方法已應用于乳腺癌研究, 有助于鑒別良惡性乳腺腫塊。大多數乳腺惡性腫瘤, 比如浸潤性導管癌,通常表現為較高的Young模量值(E＞100 kPa), 而許多良性病變如纖維囊性結節的E＜60 kPa, 比乳腺實質略高。惡性病灶的彈性值E的均數為146.6～179.0 kPa, 良性病變E均數為45.3～55.0 kPa。由于剪切波在液體中不能傳播, B型超聲圖像上的單純型或復雜型囊腫, 其彈性值均為0kPa, 由此可與實性腫塊鑒別[15,37]。SSI方法在評估肝臟彈性方面具有快速、可重復性高等優點,可在肝纖維化分期和肝炎病變影像中為B型超聲提供形態學信息的補充[36]。SSI還應用于骨骼肌、角膜等彈性研究, 目前尚無腎臟疾病方面的文獻報道。

4 展望

近年來醫學影像技術發展迅速, 不僅可以連續、實時、重復地觀察腎皮質血流情況, 且對腎臟的血流灌注研究也逐漸從形態學檢測向功能學評價發展, 從定性診斷發展到定量研究, 大大提高了對腎臟疾病的診斷和鑒別診斷能力。超聲造影可實時探測局部微循環灌注信息, 結合定量分析技術大大增加了客觀評價腎臟血流灌注的能力。彈性成像技術能根據組織硬度改變得到關于組織彈性的信息, 彌補了常規聲像圖的不足, 開拓了成像模式的新領域, 具有極大的臨床應用價值和廣闊的發展前景。兩者作為超聲診斷技術的新秀, 正逐漸顯現出它們在腎病診斷及隨訪方面的獨特優勢。

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