Comparative evaluation of image quality among different detector configurations usingarea detector computed tomography. Radiol Phys Technol. 2018;11(1):54-60
http://link.springer.com/article/10.1007%2Fs12194-017-0437-y（解説）Area detector computed tomography を用いた異なるディテクタ構成における画質の比較評価三浦洋平 1)2) ，市川勝弘 3)，藤村一郎 2),4)，原孝則 5)，星野貴志 6),丹羽伸次 2)5)
1)大阪急性期・総合医療センター医療技術部
2) 金沢大学大学院医学系研究科保健学専攻
3)金沢大学医薬保健研究域保健学系
4) りんくう総合医療センター放射線技術科
5) 総合病院中津川市民病院医療技術部
6)社会医療法人医真会八尾総合病院放射線科

Abstract
320-検出器列 computed tomography (CT)システム，すなわち area detector CT(ADCT)は，日常の CT 検査では，4，16，32，64，80，100 および 160 の検出器構成でヘリカルスキャンを行うことができる．この研究は，ヘリカルスキャンモードを使用してファントムを用いて得られた画質を異なる ADCT 検出器構成と比較することを目的とした．
変調伝達関数 modulation transfer function (MTF)および noise power spectrum (NPS)を用いて画質を測定した． プレホワイトニング原理に基づく system performance
function (SP)は，MTF2 / NPS として計算して，各構成間で比較した．0.5×16mm（16列），0.5×64mm（64 列），0.5×80mm（80 列），0.5×100mm（100 列），0.5×160mm（160列）の 5 つの検出器構成を，成人の腹部のスキャンをシミュレーションし，一定のeffective milli-Ampere second (mAs)値で一定の volume CT dose index (CTDIvol)
25mGy を用いて比較した．MTF はワイヤ法を用いて測定し，NPS は，一様な内容の直径 20cm のファントム画像を測定した．64 列，160 列，16 列，100 列の構成に続く，一定の CTDIvol の場合，80 列構成の system performance (SP)が最適であった．80 列構成を基にして，100 と 160 列構成の減少率は約 30％であった． 一定の effective
mAs については，100 列および 160 列構成の SP は，他の 3 つの検出器構成と比較して著しく低かった．スキャンスピードよりもむしろ線量効率が必要な場合は，80 列と 64列の構成が適切であった．

1. Introduction
Multi-detector-row computed tomography (MDCT)は，高速スキャンで高品質の CT
画像を提供できる．その有効性は臨床研究で実証されている[1-5]．z 方向の MDCTの最大範囲は，320 または 256 検出器列の CT で 160 mm である．320 検出器列の CT
装置は，寝台を固定したまま，広いスキャン範囲を得れるため，様々な画像診断モダリ
ティに有効です，特に心臓 CT のため[6, 7]．320 検出器列 CT は，ルーチンの CT 検
査に 4,16,32,64,80,100，および 160 検出器列を使用した検出器構成によるヘリカルス
キャンを可能にするように設計されている．同じピッチファクタが使用される場合，
MDCT のスキャンスピードは，検出器列数（ビーム幅）と共に増加する．しかしながら，320 検出器列の CT であっても CT 検査でヘリカルスキャンが日常的に使用されており，スキャンを計画する際にオペレータが簡単に検出器の構成のいずれかを選択することができるが，検出器構成が画質に及ぼす影響は現在のところ分かっていない．我々の知る限りでは，異なる検出器構成を使用しながら画質を比較することは以前には報告されていない．
このファントム研究は，ヘリカルスキャン中に取得された画像の品質を，320-detector
row CT (area detector CT, ADCT)を用いて異なる検出器構成と比較することを目的とした．画像は，modulation transfer function (MTF)および noise power spectrum (NPS)から計算した system performance (SP)関数を使用して評価した．

2. Materials and Methods
我々は，焦点アイソセンタ距離 600mm，焦点検出器距離 1072mm，最大コーン角
7.59°の形状を有する ADCT システム（Aquilion One ViSION Edition; Toshiba Medical，
Otawara，Japan）を使用した．0.5×16mm（16 列），0.5×64mm（64 列），0.5×80mm（80列），0.5×100mm（100 列），0.5×160mm（160 列）の 5 つの検出器構成を比較した．
Display field of view は 320mm に設定し，16，64，80，100 および 160 列構成のヘリカ
ルスキャンのピッチファクタは 0.938,0.828,0.813,0.810 および 0.806 に設定された成人の腹部 CT 検査を前提とした．日常のヘリカルスキャンの再構成アルゴリズムであり，改良されたフェルドカンプアルゴリズムを用いた TCOT を使用して，200mm の field ofview と FC13 再構成関数ですべての画像を再構成した[8]．公称スライス厚は，1.0 および 5.0mm を用いた． International Atomic Energy Agency (IAEA)が発表した成人腹部の線量指導レベルを考慮して，ノイズ測定のための volume CT dose index (CTDIvol)
は 25mGy に設定した[9]．実際にスキャンパラメータを設定している間に，American
Association of Physicists in Medicine (AAPM) Task Group 204 によって報告された

size-specific dose estimate (SSDE)に基づいて，ファントムサイズを考慮した[10]．ノイズ
評価に使用したファントムは，外径 20cm，水等価密度を有する Catphan 600（Phantom
Laboratory，Salem，NY，USA）における均一性モジュール，CTP486 である．したがって，25mGy の CTDIvol のスキャンパラメータを使用すると，実際の吸収線量が大幅に増加し，ノイズが大幅に減少（過小評価）される．これを補正するために，SSDE レポートに示されている直径 20cm の換算係数 1.78 を使用して，ターゲット CTDIvol を 14（25 /1.78）mGy に設定した．
International Electrotechnical Commission (IEC) 60601-2-44 [11] に記載されている
CTDI 測定方法に従い，目標とする CTDIvol を得るのに必要な mAs の単位当たりのCTDIvol 値を決定した．我々は一定の管電流 - 回転時間積 100mAs と 120kV で 5 つの検出器構成の CTDIvols を測定した．Radcal 電離箱モデル 10X5-3CT（Radcal Corp.,
Monrovia，CA）と組み合わされた直径 32cm のアクリル円筒形 CTDI ファントムおよび
Radcal エレクトロメータモデル 9010（Radcal Corp.）を使用した．
焦点スポット半影によって引き起こされる X 線不均一性を防止するために，z 方向の
ビーム幅は，一般に検出器の全幅よりも広いビーム，すなわちオーバービーミングは，CT スキャン中に使用されない過剰線量である．CTDI はアクリル円筒ファントムの放射
線量プロファイルに基づいており，ビーム幅は CTDI 値に強く影響する．オーバービー
ミングが大きければ大きいほど，CTDI 測定に含まれる追加の線量が大きくなる．したがって，一定の CTDI が同じピッチファクタで異なる検出器幅に設定された場合，mAs
値はオーバービーミングの程度によって更に影響を受ける． 逆に，ヘリカルピッチファ
クタで mAs を除算することによって計算された effective mAs は，異なるピッチファクタ
でほぼ同じ画像ノイズで照射線量レベルを選択するために使用した．したがって，一定の effective mAs を用いて別の比較を行って，画像ノイズが同じであると予想される条件下で，画像構成が検出器構成によってどのように影響されるかを調べた．現在の研究で使用されている一定の effective mAs は，80 列の検出器を使用する 14mGy の一定の CTDIvol に対応する mAs 値に基づいて，185mAs とした．．

2.2 Slice sensitivity profile and contrast measurements
異なる検出器構成間で面内の画質の比較を実行するには，検査された検出器構成の slice sensitivity profiles (SSPs)およびオブジェクトコントラストが同一であることを確認することが重要である．従って，それぞれの測定値に対応するファントムを用いて予め測定した．SSP は，点源を有するファントムを用いて測定した[12, 13]．品質管理ファ
ントムセット(MHT; Kyoto Kagaku Co., Kyoto, Japan)に含まれている厚さ 0.05mm，直径 1mm のタングステンマイクロコインを用いたファントムは，1.0mm スライス画像用に使用し，直径 0.5mm の小型のビーズ を内挿したファントム (unknown model name;Kyoto Kagaku Co.) は，5mm のスライス画像用に使用した．各ファントムは，スライス厚ごとに高い CT 値および正しい応答の両方を有する SSP 測定の十分に高い精度を得られるものを使用した．SSP は放射線量の影響を受けないため，すべての検出器構成のスキャン条件は一定の effective mAs の場合と同じである．マイクロコインおよびビーズの応答を正確に検出するために，1.0mm と 5.0mm のスライス厚に対して 0.1mm の間隔で CT 画像を再構成した[12]．点光源に配置された関心領域（ROI）の平均値は，
ピーク ROI 値を用いた正規化後の各画像のテーブル位置に対して記録，記入した．
得られた SSP は，5 回の SSP 測定を平均して得た．Figures 1 および Figures 2 は，1.0
mm および 5.0 mm スライス厚の SSP を示している．16，64，80，100 および 160 列構成の 1mm ス ラ イ ス の Full width at half maximum (FWHM) 値 は ， そ れ ぞ れ
1.09,1.06,1.07,1.06 および 1.03mm であった．Full width at tenth maximum (FWTM)値は，それぞれ 1.86，1.83，1.84，1.82，および 1.82 mm であった．5mm スライスのFWHM 値は，それぞれ 4.99,5.00,4.96,4.96 および 4.95mm であったが，FWTM 値は，それぞれ 5.77,5.77,5.80,5.76 および 5.74mm であった．5 つの SSP は，1.0 および5.0mm のスライス厚さでほぼ同じ形状をしていましたが，100 および 160 列構成のスライス厚 5 mm の結果ではうねりがいくつか観察された．5 回の測定においてうねりがほぼ同一に再現されたので，検出器の列による感度の不均一性が SSP の形状に影響す
る
と
推
測
し
た
．

1.2
16 row
64 row
80 row
100 row
160 row

1.0

Response

0.8
0.6
0.4
0.2
0.0

-4

-2

0

2

4

z-position (mm)Fig. 1. Slice sensitivity profiles of a nominal slice thickness of 1.0-mm for the five detector configurations: 0.5  16 mm (16 row), 0.5  64
mm (64 row), 0.5  80 mm (80 row), 0.5  100 mm (100 row), and 0.5  160 mm (160 row).

1.2
1.0

Response

0.8
0.6
0.4

16 row
64 row
80 row
100 row
160 row

0.2
0.0

-4

-2

0

2

4

z-position (mm)Fig. 2. Slice sensitivity profiles of a nominal slice thickness of 5.0-mm for the five detector configurations.

物体のコントラストは，一定の effective mAs と同じ条件を用いてスキャンした
Catphan600 の低コントラストモジュール CTP515 を用いて測定した．5mm スライス厚で再構成した CT 画像を用いて，1.0％コントラスト(Hounsfield unit, HU=10)および直径 15mm の超スライスターゲットの CT 値を測定した．16，64，80，100 および 160 列構
成の バ ック グラ ウ ンド に対す るコ ントラ ストも 同様で あっ た （す な わ ち， そ れぞ れ
10.46,10.27,10.16,10.26 および 10.25HU）．したがって，面内画質指標として MTF とNPS を使用して公平な画質の比較が可能であることを確認した．
2.3 MTF measurement
MTF は，水で満たされた直径 50mm の円筒状アクリルケースに封入された直径
0.16mm の細い銅線からなるワイヤファントムを用いて測定した[14, 15]．MTF は SSP
測定と同様に線量の影響を受けないため，一定の effective mAs の場合と同じスキャン
条件が適用さる．ファントムは，ワイヤが走査平面に対して正確に垂直になるように位置合わせした．表示視野は，十分なデータ点（すなわち，十分に小さなピクセルピッチ）を有する正しいインパルス応答を得るために，50mm に設定した．ワイヤを中心とする 256×256 画素のサブ画像を各ワイヤ CT 画像から抽出した．次に，サブ画像の 2 次
元（2D）フーリエ変換を行った．次いで，方位平均を使用して，2D 結果を 1 次元（1D）の結果に変換した．最後に，ゼロ周波数で得られた大きさで除算して MTF を得た．検出器の構成ごとに 1.0 mm のスライス厚で 50 枚の画像を取得し，平均 MTF を計算した．

2.4 NPS measurement
NPS は，14mGy（一定の CTDIvol）および 185mAs（一定の effective mAs）でスキャンした Catphan 600 において，均一性モジュール CTP 486 を用いて CT 画像より測定した．1 回のスキャンにて得た 1mm スライス厚と 5 回のスキャンにて得た 5mm スライス厚の各検出器構成について 100 枚の画像を取得した後，NPS 値を平均した．NPS 計算には，2D フーリエ変換を用いた確立された方法を採用した[16-18]．ROI サイズは，画像の中心に 128×128 ピクセルに設定した．さらに，一定の CTDIvol で各検出器構成のNPS 測定に使用された画像からの単純なノイズ指数としての standard deviations (SD)を測定した．40×40 ピクセルの region of interest (ROI)は画像上の中心に配置し，平均SD 値は各検出器構成の画像から得た．
2.5 SP function
Contrast-to-noise ratio (CNR)は，低コントラスト検出率の指標として使用されており，
以下のように表すことができる．(ROIM − ROIB)/SDB，ROIM と ROIB は，低コントラスト
オブジェクトおよびバックグラウンドの関心領域をそれぞれ示し，SDB は背景の標準偏差を示す．しかし，SD は単純なピクセル分散であり，ノイズ内の空間周波数成分を評価しないため，異なる空間分解能特性を有する画像の比較には使用できないため，
CNR には限りがある．異なる検出器構成を用いて得られた画像間で空間分解能特性が異なる場合，CNR はもはや画像品質を比較するのに適した指標ではない．したがって，空間周波数 u の関数として SP を測定した．

SP2 (u)  MTF 2 (u) / NPS (u) .

(1)

この関数は，以下の式を使用して計算した pre-whitening signal-to-noise ratio (SNRPW)に含まれる．

S 2 (u )  MTF 2 (u )SNRPW (u )  
du ,NPS (u )2(2)

ここで，S(u)は検出すべき信号のスペクトルを示す[19]．この測定基準は，iterative
reconstruction 法を用いた CT 画像の検出能指数を評価するためにも使用された[20]．
SNRPW は，信号スペクトル S(u)，および SP，MTF2(u)/NPS(u)を組み込んだ性能指数を提供し，S2(u) を用いた MTF2(u)/NPS(u)の重み付け加算とみなされる[19]．したがって，SP（u）は，各システムの再構成関数の影響を無効にする pre-whitening の働きに基づいて，再構成法を含めた装置固有の性能の指標として扱うことができる[21]．したがって，SP を用いることにより，空間分解能の違いの影響を受けることなく，検出可能性に関係する空間周波数の関数として異なるシステムの性能を比較することができる．

3. Results
3.1 MTF
Figure 3 は，5 つの検出器構成を使用した MTF 測定を示している．16，64，80，100
および 160 列構成の 50/10％MTF の周波数は，それぞれ 0.34 / 0.78,0.33 / 0.78,0.33 /
0.78,0.33 / 0.78 および 0.32 / 0.78 cycles/mm である．160 列構成は，ほとんど同一のMTF を生成する他の検出器構成と比較して，低周波数領域においてわずかに低い値

Modulation transfer factor

1.2
16 row
64 row
80 row
100 row
160 row

1.0
0.8
0.6
0.4
0.2
0.0

0.2

0.4

0.6

0.8

1.0

1.2

1.4

Spatial frequency (cycles/mm)
Fig. 3. Modulation transfer functions for the five detector configurations.

を示した．

3.2 SP function
Figures 4 および Figures 5 は，一定の CTDIvol および effective mAs に対する SP(u)の結果をそれぞれ示しています．同じ CTDIvol と effective mAs を比較すると，5 つの検出器構成の SP(u)曲線はほぼ平行であったが，5 つの検出器構成の相対的関係は異なっていた．1.0mm と 5.0mm の両方のスライス厚の一定の CTDIvol では，80 列の構成が最適で，次に 64 列，160 列，16 列，および 100 列の構成が続きました．1.0mm の
SP 関数において 64 列，160 列，16 列，および 100 列のディテクタ構成が示した 80
列と比較した 0.1 cycles/mm の減少率は，11, 22, 26，および 33%であった．0.5
cycles/mm の減少率は，10, 23, 28，および 34%であった．同様に 5.0mm の SP 関数に

おいて 80 列と比較した 0.1 cycles/mm の減少率は，15, 33, 34，および 37%であった．
0.5 cycles/mm の減少率は，12, 21, 29，および 33%であった．一定の effective mAs については 1.0mm および 5.0mm のスライス厚の両方で，5 つの検出器構成を 2 つのグ
ループに分けられた．1 つは 16,64,80 列構成，もう 1 つは 100 および 160 列構成であった．100 および 160 列構成を有するより低いグループは，0.1 および 0.5 cycles/mmの 両 方 で ， 上 位 グ ル ー プ と 比 較 し て 約 30 ％ の SP の 減 少 で あ っ た ．
a b
10-1

10-1
80 row

10-2

SP2

64 row

10-2

80 row
64 row

160 row

16 row
160 row

16 row

-3

10

10-3

100 row

100 row

10-4
0.0

0.2

0.4

0.6

0.8

1.0

1.2

1.4

10-4
0.0

Spatial frequency(cycles/mm)

0.2

0.4

0.6

0.8

1.0

1.2

1.4

Spatial frequency(cycles/mm)

Fig. 4. Graph showing the system performance function SP(u) with a constant CTDIvol of 25 mGy for (a) 1.0-mm slice thickness and (b)5.0-mm slice thickness.

a b
10-1

10-1
16 row
80 row

10-2

SP2

10-2

100 row

16 row
80 row
64 row

64 row
100 row

10-3

10-3
160 row

160 row

10-4
0.0

0.2

0.4

0.6

0.8

1.0

1.2

Spatial frequency(cycles/mm)

1.4

10-4
0.0

0.2

0.4

0.6

0.8

1.0

1.2

Spatial frequency(cycles/mm)

Fig. 5. Graph showing SP(u) with a constant effective mAs of 185 mAs for (a) 1.0-mm slice thickness and (b) 5.0-mm slice thickness.

1.4

予備研究では，100 枚の画像を用いた NPS 測定と 50 枚の画像を用いた MTF 測定の十分な再現性を確認したので（SD は，NPS では 1％未満，MTF では 2％未満），
我々は，SD 値もしくは SP の結果のグラフにエラーバーを示さなかった．CTDIvol が一定の 16,64,80,100 および 160 列構成の 1mm スライス厚の簡単なノイズ評価の SD 値
は 10.9，9.5，9.2 ，11.1 および 10.1 Hounsfield Unit (HU)であった．同様に，5mm スラ
イス厚の SD 値は 5.6，4.9，4.7， 5.7，および 5.2 HU であった．

4. Discussion
5 つの検出器構成間の SP2 の最大差は，1.0mm および 5.0mm スライス厚の両方について約 30％であった．公称と測定した CTDIvol 値との間では，5％以下の不一致と報告されているので，これらの結果は，CT 検査中に考慮されるべきである[22]．
一定の CTDIvol と effective mAs を用いて比較を行ったが，一定の CTDIvol を用いた
比較は，臨床の CT 検査における線量の取り扱いと対応する[19]．したがって，検出器構成間の相対的な SP2 は，線量に対する相対的な感度のように扱うことができ，SP2 値を参照して線量を調整することができる．大人の腹部 CT の再構成カーネルの大部分
はロールオフ周波数特性を有し，画像中の高空間周波数成分はこのようなカーネル
において抑制される[23]．したがって，低周波の SP 値は比較のために重要であると考えられる．我々の結果から，5 つの検出器構成の MTF はほぼ同じであり，結果として得られる SP2 曲線はほぼ平行であった，これにより，周波数バランスが検出器構成の変化によって変化しなかったので，検出器構成間で合理的に正確な比較が可能であった．さらに，この特性は，1mm および 5mm のスライス厚の両方で観察され，SP の順
位は，2 つのスライス厚の間で同じであった．したがって，我々の結果は，80 列構成が最良の選択であり，64 列構成はほぼ同等に使用でき，80 列構成と比較して SP が約10％減少することを示した．ただし，モーションアーチファクトを防止するために，場合
によってはスキャン速度が速い 100 および 160 列構成が必要になることがある． そのような場合，160 列構成は，100 列構成に比べて SP が優れているため，より有用である．
100 列および 160 列構成を使用して 80 列構成に等しい画像品質を得るためには，約40％の線量増加が必要とされると推定される．
一般に，より狭い検出器構成を使用する場合，オーバービーミングがより大きくなり[24]，一定の CTDI 下での SP（u）は，オーバービーミングの増加によって線量効率が低下するため，狭い検出器構成に対してより低くなる傾向があった．しかし，我々の結果によると，100 列および 160 列構成は，80 列と比較して SP が約 35％および 30％減
少することを示した，これは 16 列構成の SP の約 30％の減少と同様であった．
この現象は，一定の effective mAs との比較結果を参照することによって理解することができる．この比較では，100 列と 160 列の構成は，他の 3 つの検出器構成と比較して大幅に低い SP を示した．一定の effective mAs の下では，すべての検出器構成に
ヘリカルスキャン 1 回転のほぼ等しい照射が与えられた．従って，検出器の構成（全ビーム幅）が SP に影響を与えない場合，ほぼ等しい SP が予想された．しかし，100 列と160 列の構成では，等しい SP は示されなかった． これは，100 列および 160 列構成
で実装された散乱線補正のソフトウェアによって生じる画質の低下に起因すると考えられたが，これをユーザーレベルで実証することは非常に困難である．しかしながら，一定の effective mAs を用いた結果に示された 100 および 160 列構成の SP 低下は，一定の CTDIvol の 2 つの構成の低い SP に関連していると考えられた． 劣化の理由を調べるために，ノンヘリカルスキャンを用いた SP 比較が有効であるかもしれない．しかしながら，マルチ検出器を有する CT のノンヘリカルモードの SSP を正確に測定するための確立された方法（装置）は存在しない．したがって，Feldkamp アルゴリズムによる検出器構成（特に，狭い検出器全幅と広い検出器全幅との間）で SSP が異なることが疑われたため，正確な SSP を測定しなければノンヘリカルスキャンの公平な SP 比較は困難である．最近の 64 列 MDCT システムの全検出器幅は，32（0.5  64），38.4（0.6 64），および 40.0（0.625  64）mm の 3 つの幅に分類することができ，全て 2D 散乱線
防止グリッドが使用される．対照的に，40mm を超える全検出器幅（例えば，0.625 
128 = 80mm，0.6  96 = 57.6mm，または 0.625  256 = 160mm）を有するハイエンド
MDCT システムは，3D 散乱防止グリッドを備えている． これは，より高い散乱防止性能を有する．したがって，高度な散乱防止グリッドを使用するより積極的な散乱放射の除去は，100 および 160 列構成からの SP を改善するために有効であり得る．
現在の研究のいくつかの制限に注意する必要があります． CTDIvol を測定するために使用された方法は，IEC60601-2-44 の最新版（Ed．3.0：2009）のものではなかった．
したがって，IEC60601 2-44 Ed. 3.1: 2012[25]によると，100 列構成の場合の 50 mm ビ
ーム幅 CTDIvols および 160 列の場合の 80 mm ビーム幅は，それぞれ約 3％および 4％
過小評価されている．ビーム幅が 40mm 以下であり，幅広の問題を考慮する必要がな
いため，16,64,80 列構成の結果は適切であると考えられた．NPS が放射線量に反比例することが知られているため，100 列および 160 列構成の CTDIvols が過小評価されているため，SP2 値はそれぞれ約 3％および 4％過大評価されています．したがって，これは 100〜160 列構成が一定の CTDI の下で SP の劣化を引き起こした私たちの結論に影響を与えなかった，この傾向は，IEC60601-2-44 新版の CTDIvol 測定によって強調されるであろう．私たちは，直径 200mm の Catphan 600 の均一性モジュールを使用
して NPS を測定した．SSDE レポートに示されている 20cm 直径に対応する変換係数を用いて CTDIvol を減少させたが，ビームハードニングおよび散乱線含有率は未修正のままであった．したがって，検出器の構成の影響を評価するために，直径 30cm の水フ
ァントムを使用したより実用的な比較を実施する必要がある．

5. Conclusion
我々は，MTF2(u)/ NPS(u)によって計算された SP 関数，SP2(u)を使用して，ADCT ヘ
リカルスキャンの 5 つの検出器構成の画質を比較した．5 つの検出器構成の中で，80列構成の SP が最良であり，続いてそれぞれ 64 列，160 列，16 列および 100 列の構成が続いた．80 列構成と比較すると，100 列と 160 列の構成では約 30％の減少率が得られた（80 列と同等にするには約 40%の線量増加が必要）．その結果，スキャン速度よりも線量効率が重要であった場合，80 列と 64 列の構成が適切であることが示された．
倫理基準への準拠
利害の衝突 ： 著者らは，利害の衝突がないと宣言している．
倫理的な承認 ：この記事には，動物や人間の参加者が行った研究は含まれていません．
インフォームドコンセント ：該当事項はありません．

References
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