一种在体外检测组织中发育异常的方法和光纤探头

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本发明的现有技术\n90％以上的癌损伤源于上皮细胞。最常见的上皮细胞癌的几 种形式(例如，结肠直肠癌、食管癌、膀胱癌、颈癌和口腔癌) 都具有明确定义的可检测的癌变前期阶段，称之为发育异常。发 育异常是通过致癌基因和肿瘤抑制基因中突变的连续累积表征 的。如果进行检测，绝大多数发育异常损伤是可医治的。在上皮 细胞癌的癌变前期阶段进行检测和治疗的临床研究已经证明降 低了死亡率。\n上皮细胞发育异常的诊断至今仍然是困难的，因为它通常不 形成息肉之类的宏观结构，并且通常在癌已经发展之后才是可见 的。检测上皮细胞发育异常的标准方法是根据对染色的活组织检 查材料的随机的活组织检查和病理学诊察。但是，随机的活组织 检查采样误差高。在许多情况下，处在发育异常的危险之中的上 皮细胞只有不足1％能够得到诊察。\n所有类型的上皮细胞发育异常具有几个共同的特征，即上皮 细胞核随着核质比增加而增大、核染色过度、以及上皮细胞的数 量和分层增大。不考虑这些特征明确的上皮细胞变化，分类就象 观察者间(甚至在经验丰富的病理学家之间也在所难免)的不同 意见所证明的那样难以进行。\n美国专利第5290275号公开了一种由光纤构成的激光导管， 这种激光导管在柔软的惰性塑料导管材料中传输激光辐射，在导 管的一端具有一个透明的光学保护头。激光导管被插入血管中， 而光学保护头被带入并与病斑相接触。当保护头与病斑或其它阻 塞点相接触时，干扰的血液被挤开，从而使用直接的辐射进行诊 断和组织切除成为可能。该文献公开了使用荧光和散射光进行光 谱测量。该文献公开了使用光纤探头进行光的传输和从组织返回 光的收集，且用于光谱分析。但是，该文献没有公开采用从组织 的表面层反射回来的偏振光，其中该反射光保持其偏振。\n本发明的概述\n上皮细胞发育异常的非侵入性体内检测方法是为在人体内 监视上皮细胞表面和诊断癌症前期症状准备的。\n光学技术非常适合作为随机的活组织检查的代替，因为它们 是非侵入性的、不需要切除组织并且能够在体内完成。此外，它 们快捷(能够实时应用)、费用比较低、能够在微观规模上工作、 并因此能够找到非常小的发育异常部位。后者非常可能被随机的 活组织检查错过。\n本发明涉及提供有关在混浊介质(例如，组织)的表面层中 的散射体的信息的偏振光的散射光谱学。这种方法不需要利用荧 光或吸收光谱的特征，而是利用表面组织(例如，上皮细胞层) 的散射特性。它能够描写人体上皮细胞中的大散射体(细胞核) 的特征，提供有关人体组织的组织学信息和在人体器官中对发育 异常进行活体内的实时诊断。\n用来确定上皮组织特征的非偏振光散射光谱学的概念是在 1997年10月10日归档的美国专利申请第08/948,734号和指定美 利坚合众国的1998年10月9日提交的国际专利申请第PCT/ US98/21450号中介绍的，在此通过引证将这些申请的全部内容 并入本文。在上皮细胞中主要的光散射中心是细胞的细胞器，例 如折射率比周围的细胞质高的线粒体和核。从表层上皮细胞的细 胞核反向散射的光线具有依赖于振动波长的分量。这些分量的周 期性随着细胞核尺寸增加，而且其振幅与细胞核的密度有关。因 此，通过分析振动分量的振幅和频率，上皮细胞核的密度和尺寸 分布就能被确定。正常的细胞核具有1＝4-7微米的特征直径。反 之，发育异常的细胞核可能象20微米那样大。细胞核的尺寸和 密度是生物组织中赘生物癌变前期变化的重要的指示器。在活体 内实时地测定细胞核的尺寸分布的能力在临床医学中具有明显 的应用价值。这使非侵入性地实时诊断各种人体器官(例如，食 管、结肠、膀胱、口腔、子宫颈等)中的癌变前期变化成为可能。\n上皮覆盖着人体中各个器官的表面。上皮的厚度在20微米 (一个细胞层)和两三百微米(多个细胞层)之间变动。在上皮 下面有比较非细胞的结缔组织层和肌肉组织层。由于发育异常被 制限在上皮范围内，所以区分与上皮和底层组织相关联的信号是 至关重要的。携带着关于表层上皮细胞核的信息的反向散射分量 存在于从粘膜组织反射的光线中。但是，它在振幅方面原本是非 常小的，并且容易被来自底层组织的漫散射所形成的背景信号掩 盖。为了分析那个分量，背景信号必须被除掉。人们可以通过建 立一般的背景光谱特征模型除掉漫反射背景。但是，为了使这种 途径在实用医学中更有用以及为了能够在不同的器官中进行活 体内的实时诊断，必不可少的是开发从散射光线中除去或大幅度 减少漫反射分量的更壮健的方法。\n本发明提供利用偏振光谱学测定上皮细胞的散射特性的方 法。请注意，最初偏振的光线在通过浑浊介质(组织是浑浊介质 的实例)行进期间失去其偏振性。另一方面，在单一的散射之后 反向散射的光线保留其偏振性。因此，通过除去散射光线中非偏 振的分量，人们能够识别被上皮细胞散射的光线。残留的光谱可 以被进一步分析，以致细胞核的尺寸分布以及它们的密度都可以 被确定下来。本发明的优选实施方案包括为了对组织进行诊断用 来发送和收集光线的光纤系统。该光纤系统可以装在探头壳体的 近端和远端，在那里远端可以被插入人体的各种管腔以便进行活 体内的组织测定。偏振片可以在发送光纤和收集光纤两者的远端 上使用。采用保留光线偏振性的光纤时，偏振片可以定位在探头 的近端。在三个光纤系统中，探头可以使用中心的发送光纤和两 条偏离中心的收集光纤，后者收集从组织返回的光线的两个不同 的偏振分量。偏振片可以是诸如石英、蓝宝石或方解石之类的双 折射的结晶材料。方解石必须通过密封与工作环境隔离。\n附图简要说明\n图1图解说明基于偏振的光线散射光谱系统的优选实施方 案。\n图2A和图2B分别是用于平行偏振和垂直偏振的双层组织模 型(在包含血和BaSO4的凝胶的顶面上的聚苯乙烯圆珠)的光谱 (注意，特征性的血红蛋白漫渍)。\n图3A至图3D图解说明就(A)4.56微米的微珠在水中(相 对折射率n≈1.19)(B)9.5微米的圆珠在水中(n≈119) 珠，(C)5.7微米的圆珠在乙二醇中(n≈1.09)，(D)8.9微 米的圆珠在丙三醇中(n≈1.07)而言两种偏振的差异，其中信 号(虚线)与Mie的计算结果(实线)相当一致，而血红蛋白的 吸收特征被完全清除。\n图4是反向散射光线的(残留)偏振分量的光谱：实验数据 对Mie就T84结肠癌细胞的偏振的反向散射的计算结果的拟合， 其中最佳拟合提供下述的一套参数：平均尺寸10.2微米、标准差 1.5微米、相对折射率1.045；而且尺寸和标准差与利用光学显微 镜测定的那些数据一致。\n图5是反向散射光线的(残留)偏振分量的光谱：实验数据 对Mie就正常的肠细胞的偏振的反向散射的计算结果的拟合，其 中最佳拟合提供下述的一套参数：平均尺寸5.0微米、标准差0.5 微米、相对折射率1.035；而且尺寸和标准差与利用光学显微镜 测定的那些数据一致。\n图6展示正常的肠细胞和T84结肠癌细胞的细胞核尺寸分 布，其中实线是从数据提取的分布，而虚线是利用光学显微镜测 定的分布。\n图7示意地图解说明按照本发明用来完成组织的光学测定的 光纤探头系统。\n图8A和图8B展示本发明的优选实施方案的探头远端。\n图9A至图9C图解说明按照本发明的另一种光纤探头的优选 实施方案。\n本发明的上述和其它目的、特征和优点通过下面更具体地介 绍用附图图解说明的本发明的优选实施方案将变得明显，其中相 同的参考符号在不同的视图中始终指的是同一零部件。这些附图 不必按比例绘制，而把重点放在图解说明本发明的原则上。\n本发明的详细说明\n为了确定上皮细胞的性质，人们可以使反向散射光线的实测 光谱与模型或表达式相关。利用Mie的理论(该理论提供任意尺 寸的球形物体的光线散射问题的精确解)，散射体的尺寸和相对 折射率都可以被确定。\n就偏振的入射光线而言，被直径为d的球形颗粒散射的光线 具有平行于散射平面偏振的分量和垂直于散射平面偏振的分量。 就按方向s0入射的平面偏振波而言，被散射到方向s中的光线将 具有平行于散射平面偏振的分量(P)和垂直于散射平面偏振的 分量(s)。这两个分量的强度Ip和Is与入射光强Ip(0)和Is(0)有 下述关系：\n$I_p\left(\hat{s}\right)=4\frac{{\left|S_2\left(\widehat{s,}{\hat{s}}_0\right)\right|}^2}{K^2{d}^2}{I}_p^0\left({\hat{s}}_0\right)---\left(1\right)$\n$I_s\left(\hat{s}\right)=4\frac{{\left|S_2(\hat{s},{\hat{s}}_0)\right|}^2}{K^2{d}^2}{I}_p^0\left({\hat{s}}_0\right)---\left(2\right)$\n其中k是入射光线的波数，S1和S2是可以利用Mie理论计 算数值的散射振幅，而s1和s2是定义入射和散射的光线的传播 的单位向量。散射振幅是散射角θ＝cos-1(s，s0)的函数并且被 标准化，以致积分 于总的弹性散射横 截面。\n现在考虑一个实验，在该实验中入射的线偏振光(强度I0) 分布在立体角ΔΩ 0上，而散射是在立体角ΔΩ上收集的。入射 光线的偏振ε0可以被分解成在散射平面(即由s和s0形成的平 面)中的分量ε0p和垂直分量ε0s。借助分析仪，我们检测散射 光线强度的两个正交的分量，具有偏振εIα的I‖和具有垂直偏振 εIIα的III⊥。然后，用下式给出这两个散射强度分量：\n\n\n如果入射光线是完全平行的(ΔΩ 0＝0)，那么直接反向散射 的光线将是平行于入射光线偏振方向偏振的。在这种情况下，我 们可以使分析仪之一平行于入射的偏振方向取向(ε0≈εIα)。 如果入射光线的立体角和被收集光线的立体角都相当小而且近 似地相等，那么I‖和I⊥将是存在的。但是，分析仪仍然可以这样 定位，以致(ε0≈εIα)。因此在这种情况下，收集到的光线将 仍然是非常偏振的，而且I‖＞＞I⊥。就这种情况而言，残留强度 的表达式I‖-I⊥可以被简化成：\n\n其中\n考虑象上皮组织那样的双层散射介质系统，其中大散射体(d ＞＞λ)的薄层覆盖着非常混浊的基础组织层。这些分层中每层都 产生不同类型的散射。这个双层系统代表许多第一层与上皮相 关、第二层与上皮下面的其它组织层相关的人体组织。上层的光 学厚度如此薄，以致上层不允许多次散射。一小部分入射的线偏 振光被上层中的颗粒反向散射。信号的其余部分透入光学厚度的 第二层。穿过第二层的光线借助多重散射被随机化。这种弥散的 光线如果在第二层中没有被吸收则返回到表面。这样，显现的光 线有两种贡献：其一来自被第一层的颗粒反向散射的光线Ib，其 二是被第二层漫反射的光线Id。Ib具有相当高的线偏振程度，它 平行于入射光线的偏振：Ib‖＞＞Ib⊥。作为在第二层中多重散射的 结果，漫反射的光线被消偏，因此Id‖＝Id⊥。所以，显现光线的残 留强度I‖-I⊥＝Ib‖-Ib⊥是受来自上层的贡献控制的，并且本质上免 受来自下层组织的吸收和散射。\n表达式(3)-(5)使I‖-I⊥与散射振幅S1和S2相关。振幅取决 于散射光线的波长λ＝π/k、散射体尺寸d以及散射体的折射率 与周围介质的折射率的比率…相对折射率n。所以，残留强度的 光谱随散射体的尺寸和相对折射率变化。这样，散射体的尺寸和 折射率可以找到，其方法是利用式(3)-(5)使Mie理论的表达式 与残留强度的光谱拟合。\n在体外测定被切除的组织试样的系统10是用图1予以图解 说明的。这个系统10使准直的偏振光照射在组织12上并且把反 向散射光线的两个正交的偏振分开。这两个分量的差异提供有关 仅仅在上皮层中散射的光线的信息。由于通过随机介质时线偏振 光比圆偏振光更迅速地被消偏，所以采用线偏振。该系统提供来 自宽带光源14(250W钨灯，66181型，Oriel Instruments公司， Stratford，CT)的光线，然后利用光纤16、透镜18和光瞳20使 该光线准直，并且以小立体角二次聚焦到样品上。在光束通过光 束分离器24被递送到散射介质表面之前，宽带偏振片22先使光 束线偏振。为了避免镜面反射，光束以相对法线∽15°的角度照 射在样品表面上。光束的直径是2毫米。反射的光线是用光瞳26 和反射镜28收集到窄小的圆锥(∽0.015弧度)中的，而两个偏 振(即平行于最初的偏振的I‖和与最初的偏振正交的I⊥)被宽带 偏振光束分离器立方体28分开，该宽带偏振光束分离器立方体 (Melles Griot公司)还作为我们的分析仪。来自这个分析仪的 输出通过透镜30和200微米的光纤32、34(Ocean Optics公司， Dunedin，FL)被递送到多道分光镜(四道分光镜，SQ200型， Ocean Optics公司，Dunedin，FL)36的两个信道中。这使两个 分量的光谱能在300纳米至1200纳米的范围内(或者非必选地 在400纳米至900纳米的范围内)同时测定。光束并非是完美地 共线的，而且当它们通过偏振片和分析仪立方体时这引起少许扭 曲。此外，光束分离器对s偏振和p偏振具有不同的反射率。漫 反射的白色表面作为标准被用于校正波长的不一致性和标定两 个信道中的信号。I⊥(λ)和I‖(λ)都被标准化成相应的背景 光谱，I⊥B(λ)和I‖B(λ)都被标准化成相应的背景光谱， I⊥B(λ)和I‖B(λ)是用白色漫射表面获取的。这消掉了光源中 的光谱不一致性。因此，实验实际上测定的是标准化的残留强度 ΔI：\n$\mathrm{\Delta I}=\frac{I_{\left|\right|}}{I_{\left|\right|}^B}-\frac{I_{\perp }}{I_{\perp }^B}---\left(5\right)$\n为了确定操作参数，进行了关于简单的单层和双层系统的测 量。单层系统包括嵌在去离子水、乙二醇或丙三醇中的各种尺寸 (0.5微米和10微米之间变动)的聚苯乙烯圆珠(Polyscience 公司)。这些层的厚度这样变化，以致光学厚度τ在0.1到5范围 内，通过τ＝1的介质传播的光子将平均经历一次散射事件。尺寸 大的珠(4-10微米)被用来代表细胞核。由于聚苯乙烯珠在水中 的相对折射率是大约1.2(绝对折射率大约是n＝1.59)并且远远 高于细胞核相对细胞质的相对折射率(它介于1.03到1.1之间)， 所以乙二醇(na＝1.45)和丙三醇(na＝1.48)被用来代替水，以便 降低珠的相对折射率和更好地近似生物学条件。\n在单层测定结果中，偏振状态与入射光线相同的反向散射光 线分量(用I‖表示)几乎比偏振与入射光线的偏振正交的分量(用 I⊥表示)大100倍。这证实了来自大球形颗粒的单一的散射保留 偏振。\n在采用双层模型测量中，第一层由埋入水乙二醇或丙三醇中 的聚苯乙烯珠组成并且是如同在单层测量中那样制备的。第二层 包括包含提供第二层的散射性质的BaSO4粉末的溶液和人血的 凝胶。血液中的血红蛋白成分把吸收性质提供给模型。这个物理 模型模拟上皮和底层组织。调整BaSO4粉末和血液的浓度可以使 散射性质和吸收性质类似于生物组织的那些性质，因为已知血红 蛋白是在光谱区域中的主要吸收体。\n图2A和图2B展示从双层系统反射出来的光线的平行偏振分 量I‖和正交偏振分量I⊥的光谱。在这个测量中，第一层包含埋在 乙二醇中的珠。珠的平均直径是4.56微米，其尺寸标准差是0.03 微米。第一层的光学厚度是τ∽0.8。第二层的光学厚度及其散射 和吸收性质都与生物组织的不相上下。I⊥的光谱受血红蛋白的特 征吸收带的控制。同时，被第一层中4.56微米的微珠散射的光 线的特征光谱的特点(即明显的波纹结构)和第二层中的血红蛋 白吸收都可以在I‖的光谱中看到。\n在残留的光谱ΔI是用3A表示的。没有看到血红蛋白的吸收 特征，来自第二层的漫射背景被彻底清除。来自球的散射的波纹 结构是明显的。与Mie理论对于d＝4.56、Δd＝0.03微米和n＝1.035 (在图3B中用微米表示)的散射体的表达式比较表明精确度相 当高。在把其它尺寸(5.7微米、8.9微米和9.5微米)的微珠埋 在所用的任何一种介质(水、乙二醇和丙三醇)中进行测量时所 获得的残留光谱没有可测量的漫射背景并且与Mie理论一致。图 3B表示就9.5微米的微珠而言理论和测量结果之间的一致性。\n类似地，对于在乙二醇和丙三醇中的5.7微米和8.9微米的 微珠进行测量的结果分别图3(C)和图3(D)表示。在这些情况 下Mie理论也与实测值相符。高频率的波纹结构随着相对折射率 变小而减少。法定频率振荡仍然是明显的。测量结果表明该仪器 能够检测来自如同0.05那样低的光学厚度的微珠溶液的信号。在 光谱中见到的小的不一致性可能来源于仪器对所用的光学元件 的波长依赖性的不完美的校准。光束并非完美地共线，所以当光 束通过偏振片和分析仪元件时在来自两个信道的偏振信号中出 现不完美性。再者，所用的光束分离器对s和p偏振光束具有不 同的反射率。但是，恰好利用白色标准，两个信道中的信号都对 任何波长不一致性作过校正并且进一步被用于信号的标定。\n用单细胞层进行了测量，其结果将结合图4-6予以描述。在 单细胞层下面包含BaSO4粉末的溶液和人血的凝胶层被用于表 示底层组织。BaSO4粉末和血液的浓度经过调整，以与生物组织 的光学性质相匹配。三种类型的细胞被测量：正常的肠细胞、T84 结肠癌细胞和光纤细胞。测量结果类似于采用微珠的测量结果。 但是，细胞核具有比微珠小的相对折射率以及比微珠大的尺寸分 布，这从本质上消除了波纹结构。完成了观测的残留光谱与Mie 理论的拟合。拟合过程中的三个参数是细胞核的平均尺寸、尺寸 标准差(假定尺寸分布为高斯分布)和相对折射率。\n就正常的肠细胞而言，最佳拟合是利用最隹配合使用d＝5.0 微米、Δd＝0.5微米和n＝1.045得到的(图4)。就光纤细胞而言， 得到的是d-7.0微米、Δd＝1.0微米和n＝1.051。就T84肠癌细胞 而言，相应的值是d＝9.8微米、Δd＝1.5微米和n＝1.04(图5)。\n为了检验这些结果，细胞核的平均尺寸的分布是利用光学显 微镜测定的。尺寸和它们的标准差与来自Mie理论的参数一致。 表示对正常的T84细胞获得的尺寸分布的直方图是用图6予以展 示的。平均尺寸的精度被算出是0.1微米，而n的精度是0.001。 注意，就癌细胞而言得到比较大的n值，这与在着色的组织切片 的传统的病理组织学中观察到的癌细胞核的过染色度是一致的。 如果核的平均尺寸d、尺寸标准差Δd和相对折射率n被改变， 那么反向散射信号是可以用Mie理论描述的。请注意，在Mie 理论中，d和n的依从关系并非总是作为乘积(n-1)d出现的。因 此，残留光谱具有足够同时提取d和n的信息。\n单细胞层的尺寸分布与光学显微镜检查结果不相上下，并且 对于细胞的全部3条线都非常一致。尺寸和标准差的提取精度是 大约0.1微米，这使该方法在区分不同细胞类型的细胞核(包括 同一器官的癌细胞和非癌细胞)时是有用的。\n检测细胞核的增大和细胞核的相对折射率的变化(这可能与 细胞核中的DNA和蛋白质的数量有关)的能力在临床医学中具 有应用价值。组织诊断的方法可以用诊断装置予以实现，其中光 线可以被交付给组织表面上的一些点，并且在组织表面上的那些 点中的每个点被收集和分析，以及在那些点中的每个点被收集和 分析。在体内系统中，光纤被用于交付和收集光线。光纤探头可 以插入内窥镜活组织检查管道或任何类似的装置(取决于正在研 究的过程和器官的类型)。偏振片和分析仪可以被置于在发送和 收集光纤的前面的探头的尖端。这样的仪器可以在例行的内窥镜 检查期间使用，以便在体内实时地检测癌症前期变化。\n这样的探头系统40是用图7一般地表示的。这个系统40包 括光学上与通过探头50延伸的交付光纤44耦合的宽带光源42。 如同用图7示意地表示的那样，探头50可以穿过内窥镜48上的 管道插入，但是探头50也可以是为了被单独使用而构成的。在 下面介绍的优选实施方案中，来自光源的光线被引导通过在探头 50的远端的偏振片。但是在使用保持偏振的光纤的另一个实施方 案中，偏振片26可以被用在探头光纤44的近端，以便引导偏振 光46通过光纤。类似地，为了把选定的偏振分量传输到多信道 光纤光谱仪54中，在收集光纤65、66的近端可以分别采用偏振 元件。数据可以用计算机56进行处理，储存在计算机56中，储 存在计算机的存储器中并且在需要时显示在显示器60上。\n如同在图8A和图8B中见到的那样，探头系统可以包括远端 已与偏振片合并的光纤探头。\n图8A和图8B展示适合把偏振光用于体内诊断的探头100 的远端。图8A展示一种光纤装置，该装置被分成3个部分：内 部的交付光纤和两组用来收集不同的偏振分量的收集光纤150和 152。图8B的横截面展示把光线递送到组织140上的光纤156。 它们必须穿过偏振片120，这在图8B的剖视图中也能见到。偏 振元件被分为至少2个部分，即元件122、126。光纤152被安排 收集从组织表面向后反射的光线。\n反向散射的光线具有两个偏振分量，对应于平行于入射光线 的分量和垂直于入射光线的分量。这两个分量是用两个不同的双 折射分析仪(用两个剖开的环形元件122、126表示)区分的。 第一个元件122允许平行分量通过，而第二个元件126允许垂直 分量通过。元件122的一部分使从光纤156射出的光线偏振。当 光纤具有低数值孔径以便在非常小的角度上收集光线时，延长在 光纤末端和对组织表面140敞开的光瞳表面142之间的距离136 是必要的。它可能是5毫米长。为了避免杂散的内部反射，图示 的玻璃块130具有比折射率为n1的防护屏低的折射率n2。防护 屏132可以被涂上吸收涂料，以致照射在边界上的光线被折射出 去，然后被防护屏的外壁面上的吸收涂层吸收。玻璃元件130被 切削成斜角以避免来自组织表面的镜面反射，象被描述的那样增 加反向散射信号的相对强度。具有正交的两种偏振状态的光线被 区分开并且与光谱仪的两个信道耦合，以便检测和分析。\n光纤探头160的另一个优选实施方案是用图9A-图9C予以 图解说明的。在这个实施方案中，发送光纤156和收集光纤162 被装在软管164中，该软管被安装在环状的末端壳体166上。壳 体166包括光纤护圈106和偏振片168，后者可以是双折射晶体， 例如方解石、石英或蓝宝石。发送光纤156把来自光源42的光 线交付给偏振片168，后者通过光瞳175和窗178递送正常的射 线170。通过光瞳175返回的光线具有正常的分量170和异常的 分量172。垂直的分量是用光纤162收集的，而平行的分量是用 光纤161收集的。发送光纤156沿着晶体168的光轴176定位。 光纤161、156沿着吸收板178的光瞳175排成直线。\n尽管这项发明已参照其优选实施方案被具体地展示和阐述， 但是熟悉这项技术的人将理解在不脱离本发明的精神和范围的 情况下可以在形式和细节上有各种各样的变化。\n相关的专利申请\n这项申请要求1999年1月25日提交的美国专利申请第 09/237,153号的优先权，该文献的全部内容通过此在引证并入本 文。\n政府的支持\n本发明全面地或部分地得到来自国家健康研究所(批准号 P41RR02954)的支持。政府对这项发明有某种权利。