L'utilizzo di un fascio laser incidente obliqua per misurare le proprietà ottiche dello stomaco mucosa /tessuti sottomucosa

L'utilizzo di un fascio laser incidente obliqua per misurare le proprietà ottiche di stomaco mucose /tessuto sottomucosa
Abstract
sfondo
Lo scopo dello studio è quello di determinare le proprietà ottiche e le loro differenze per il normale mucosa dello stomaco umano /tessuto sottomucosa nel l'orifizio cardiaco in vitro
a 635, 730, 808, 890 e 980 nm di lunghezze d'onda laser
. Metodi
le misurazioni sono state eseguite utilizzando un rivelatore CCD, e le proprietà ottiche sono state valutate dalle misurazioni utilizzando la riflettanza risolta spazialmente, e di montaggio non lineare dell'equazione di diffusione.
risultati
i risultati di misura hanno mostrato che i coefficienti di assorbimento, i ridotti coefficienti di scattering, la profondità di penetrazione ottici, i coefficienti di diffusione, la riflettanza diffusa ed i turni di riflettanza diffusa dei campioni di tessuto a cinque diverse lunghezze d'onda variano con una variazione di lunghezza d'onda. Il coefficiente di assorbimento massimo di campioni di tessuto è 0,265 mm -1 a 980 nm, e il coefficiente di assorbimento minimo è di 0,0332 millimetri -1 a 730 nm, e la differenza massima dei coefficienti di assorbimento è 698% tra 730 e 980 nm, e la differenza minima è 1,61% tra 635 e 808 nm. La massima ridotto coefficiente di dispersione per campioni di tessuto è 1,19 millimetri -1 a 635 nm, e il minimo ridotto coefficiente di scattering è 0.521 mm -1 a 980 nm, e la differenza massima dei coefficienti di scattering ridotte è 128% tra 635 e 980 nm, e la differenza minima è 1,15% tra 890 e 980 nm. La profondità massima di penetrazione ottica di campioni di tessuto è 3,57 mm a 808 nm, e la profondità minima di penetrazione ottica è di 1,43 mm a 980 nm. La costante massima diffusione di campioni di tessuto è 0,608 mm a 890 nm, e la costante diffusione minima è 0,278 mm a 635 nm. La riflettanza diffusa massima è 3,57 mm -1 a 808 nm, e la riflettanza diffusa minima è 1.43 mm -1 a 980 nm. Lo spostamento massimo Ax di riflettanza diffusa è 1,11 mm -1 a 890 nm, e lo spostamento minima Ax di riflettanza diffusa è 0,507 millimetri -1 a 635 nm.
Conclusione
I coefficienti di assorbimento, i coefficienti di scattering ridotte, le profondità di penetrazione ottici, i coefficienti di diffusione, la riflettanza diffusa e gli spostamenti di riflettanza diffusa dei campioni di tessuto a 635, 730, 808, 890 e 980 nm lunghezza d'onda variano con una variazione di lunghezza d'onda. Ci sono state differenze significative nelle proprietà ottiche per i campioni di tessuto a cinque diverse lunghezze d'onda (P
< 0,01).
Sfondo
La conoscenza delle proprietà ottiche per lo stomaco umano tessuti della mucosa /sottomucosa nel visibile e vicino infrarosso (NIR) lunghezza d'onda è di grande importanza in applicazioni mediche usando la luce [1, 2], per esempio, coagulazione laser per il trattamento del cancro gastrico precoce con l'invasione intramucoso, l'ablazione laser terapia della sottomucosa cancro gastrico [3], la terapia di ablazione fotodinamica dei primi tumori dello stomaco [4], gastrointestinale (GI) diagnosi dalla endoscopia standard di luce bianca (WLE) e la diagnosi endoscopica di lesioni gastrointestinali precancerose di imaging di fluorescenza endoscopica e la spettroscopia [5-7], e la tomografia a coerenza ottica recentemente sviluppato (OCT) [8-10] è stato segnalato per l'immagine dei tessuti GI in vitro e in vivo [11-13]. A causa di più del 85% di tutti i tumori originarie degli epiteli rivestimento delle superfici interne del corpo umano. La maggior parte di tali lesioni sono facilmente curabile se diagnosticato in una fase precoce [14]. Oltre a metodi convenzionali di diagnosi di cancro [15-17], vi è la necessità di sviluppare nuovi approcci che sono semplici, oggettiva, e non invasiva.
L'uso di tecniche ottiche per scopi diagnostici gastrointestinali si basa sulla capacità di misurare l'ottica proprietà del tessuto gastrointestinale. Negli ultimi anni, un gruppo crescente di ricercatori si è interessata non ionizzanti, vicino infrarosso (NIR) si avvicina per la rilevazione e tessuti di imaging malato. Le tecniche proposte vanno da onda continua [18, 19] al dominio della frequenza [20, 21] o di misure di tempo-dipendeva di luce diffusa [22, 23]. Queste tecniche si basano sulla determinazione delle proprietà ottiche dei mezzi di scattering. Le proprietà ottiche sono rappresentati dal coefficiente di assorbimento μ a, il coefficiente di diffusione μ s e il fattore di anisotropia g. poiché il rilevamento ottico e imaging ottico si basano su differenze selettive esistenti nelle proprietà ottiche dei tessuti sani e patologici, è particolarmente importante scopo diagnostico. Ad esempio, la spettroscopia di autofluorescenza laser-indotta (LIAF) è stato trovato per essere uno strumento promettente per la diagnosi precoce del cancro nel tratto gastrointestinale, compresi gli altri organi [24, 25]. Di conseguenza tessuto proprietà ottiche dei tessuti gastrointestinale umano sano e patologico sono importanti per le applicazioni mediche nella diagnosi e terapia [26]. Facciamo in questo documento sulle proprietà ottiche dei normali tessuti umani stomaco mucosa /sottomucosa nell'orifizio cardiaca al visibile e vicino infrarosso lunghezza d'onda. I risultati sono stati analizzati e confrontati da questi dati sperimentali abbiamo ottenuto.
Teoria
Utilizziamo un semplice due-source modello di teoria della diffusione delle risolta spazialmente, steady-state riflettanza diffusa [27]. Quando la luce entra un tessuto semi-infinita, sarà generalmente disperdere un numero di volte prima di essere assorbito sia o sfuggire la superficie del tessuto in un punto diverso dal suo punto di entrata. La luce si moltiplicano sparsi che sfugge è chiamato riflettanza diffusa. Wang e Jacques ritengono che sia per incidenza normale e obliqua, l'espressione più precisa della lunghezza del percorso dalla superficie del tessuto per la sorgente puntiforme positivo è quello che sono stati definiti come 3D (D è il coefficiente di diffusione) anziché 1 mfp '( MFP 'è il trasporto libero cammino medio). Questi due casi sono stati diagrammed in Rif. [28]. Il profilo riflettanza diffusa per incidenza obliqua è centrata sulla posizione delle sorgenti puntiformi, lo spostamento Ax trovando centro di riflettanza diffusa rispetto al punto di ingresso della luce può essere misurata. Come è il caso per incidenza normale, il modello teoria della diffusione, quando spostato da Ax, concorda con Monte Carlo risulta al di fuori di 1-2 MFP 'dal centro di riflettanza diffusa, che, è importante ribadire, non più è il punto di entrata, come mostrato in Ref. [28]. Il modello a due-source, con una profondità di 3D invece di 1 MFP ', dà la seguente espressione [27, 28]: (1) che può essere scalata arbitrariamente per adattarsi a un profilo di riflettanza relativo che non è in unità assolute. Dove, μ EFF è il coefficiente di attenuazione efficace, è definito come (2) ρ
1 e ρ
2 sono le distanze dalle due fonti al punto di interesse (il . punto di raccolta della luce, vedi Ref [28]), e la condizione al contorno è incluso nel termine a [28]: (3) dove (4) (5) n tessuto è l'indice di rifrazione del tessuto, n ambiente è l'indice di rifrazione del ambiente, e n rel è l'indice di rifrazione relativo dell'interfaccia tessuto-aria. Un fascio laser incidente obliquamente sulla faccia superiore del campione di tessuto, dove, θ tessuto è angolo di incidenza del fascio laser. D è il coefficiente di diffusione, può essere calcolata da Ax (6) dove, Ax è la distanza tra il punto di incidenza della luce e il centro apparente di riflettanza diffusa. Secondo Lin et al [28] questa costante diffusione è uguale a (7) con μ s 'ridotto coefficiente di scattering, cioè μ s (1-g), μ un coefficiente di assorbimento. Le proprietà ottiche, μ A e μ s 'sono stati risolti dalle espressioni e le espressioni di μ A e μ s' sono indicati come segue (8) (9) Il metodo per determinare le proprietà ottiche dei tessuti, μ a e μ s ', hanno bisogno di assaggiare il relativo profilo riflettanza diffusa in posizioni note dal punto di ingresso della luce, e hanno bisogno di calcolare Ax e D, e hanno bisogno di eseguire un non lineare dei minimi quadrati in forma con il metodo di Levenberg-Marquardt [29-31] su (1) per determinare μ eff, e quindi necessario risolvere per μ a e μ s 'dalle espressioni. Il metodo è stato dettagliatamente illustrato nella Ref. [28].
Metodi
Preparazione del campione
normali tessuti umani mucosa dello stomaco /sottomucosa del orifizio cardiaco sono stati studiati in questo studio. I campioni di tessuto sono stati prelevati da 12 normali stomaco umani nel orifizio cardiaco sono stati determinati da un esame istologico, subito dopo l'asportazione dei tessuti. Ogni campione stomaco rimosso è stato immediatamente sciacquato brevemente in soluzione fisiologica per rimuovere superficie eccesso di sangue e staccata grassi superficiali, è stata posta in una bottiglia con soluzione salina appena possibile, ed è stato conservato in frigorifero a -70 ° C. Da campioni di tessuto di un totale di 12 campioni normali mucosa dello stomaco /tessuti sottomucosa, con uno spessore medio (10,32 ± 0,26) mm, sono stati utilizzati al massimo entro 24 ore dopo rimozione. Lo spessore di ciascun campione è stata misurata e registrata con un calibro a corsoio con errore a 0,02 mm. Tutti i campioni di tessuto sono stati rispettivamente portati fuori dal frigorifero prima della misurazione, sono stati collocati sulla scrivania sperimentale alla temperatura ambiente di 20 ° C per un'ora, e poi tutte campioni di tessuto scongelamento sono stati misurati a sua volta con un fascio laser incidente obliqua e camera CCD, rispettivamente.
diffuse misure in riflettanza di tessuto
figura 1 è un diagramma schematico del setup sperimentale utilizzato per misurare il profilo relativo di riflettanza diffusa, e la tabella 1 sono riportate le informazioni relative sorgente luminosa sul esperimento. I campioni di tessuto sono stati illuminati con luce collimata da 635, 730, 808, 890 e 980 nm di lunghezza d'onda del laser, rispettivamente. L'uscita di ogni luce laser sono stati ampliato con l'espansore fascio di 25 volte, e poi sono stati attenuati (a una potenza al massimo 5 mW) dagli attenuatori luce, e furono riflessa dagli specchi, sono stati passati attraverso da 2 mm pinhole e 35,2 millimetri fuoco della lente, e quindi l'incidente obliquamente sulla faccia superiore del campione di tessuto mucosa dello stomaco /sottomucosa con un angolo di 45 gradi tra l'asse laser e la normale alla superficie del tessuto (α i = 45 °), rispettivamente, . Un piccolo pezzo di righello trasparente (con gradazioni millimetri) è stato collocato sulla superficie del campione per la scala, e una certa graduazione del righello fu livellata per la parte centrale del punto di incidenza del fascio laser, e la graduazione è designato come origine dei coordinata x. Dalla parte superiore del campione un pattern riflettanza può essere osservato. Questo modello è ripreso su un bidimensionale Charge Coupled Device (CCD) rilevatore di 795 × 596 pixel (Nikon, fresco Pix, 995, Giappone). Il fascio incidente può osservare come la zona più intensa nell'immagine. Poiché il fascio laser è obliqua rispetto alla superficie del modello di riflettanza era asimmetrica in prossimità del punto di incidenza, ma la riflettanza diffusa lontano dalla sorgente cerchi concentrici formati, approssimativamente, e la distanza tra l'origine dei coordinata x e il centro di i cerchi concentrici è la distanza Ax, e il centro dei cerchi concentrici viene anche calcolata. Da lontano Ax la costante diffusione può essere calcolato utilizzando (6), con D la costante diffusione in mm, Ax distanza in mm. Questo test consisteva di ripetere dieci misurazioni volte riflettanza, ei risultati misurati erano riproducibili per un campione specifico a lunghezza d'onda specifica. Per ogni prova, le posizioni del punto di luce incidente sulla superficie del campione sono state modificate per ridurre l'effetto della eterogeneità del tessuto sulle misure di riflettanza, e ogni test ad ogni lunghezza d'onda del laser è stata eseguita nelle stesse condizioni di sperimentazione, e l'esposizione il tempo è stato fissato a 800 ms. Un totale di undici campioni di tessuto sono stati utilizzati per le misurazioni in vitro. L'acquisizione dei dati CCD fosse controllato da un computer per lo scopo. Elaborazione dei dati e l'analisi dei file di dati sono stati eseguiti utilizzando il software personalizzato scritto in Matlab (Matlab, Mathworks Incorporated, Massachusetts) .table 1 tipi, modello del laser e potenza di uscita di usando la sorgente luminosa sul esperimento
sorgente di luce
modello
Potenza
635 nm di lunghezza d'onda del laser a diodi
Nlight, Stati Uniti d'America, il modello NL-FBA-2,0-635
P ≤ 5 mW
730 e 890 nm lunghezza d'onda di Ti: laser ad anello S
cOERENTE, Stati Uniti d'America, il modello 899-05
P ≤ 5 mW
808 nm di lunghezza d'onda del laser a diodi
Nlight , Stati Uniti d'America, il modello NL-FCA-20-808
P ≤ 5 mW
980 nm di lunghezza d'onda del laser a diodi
Nlight, Stati Uniti d'America, il modello NL-FCA-30-980
P ≤ 5 mW
Figura 1 schema di set-up sperimentale utilizzato per la misurazione della costante diffusione e la distribuzione della luce di riflessione diffusa. analisi statistica

parametri ottici di campioni di tessuti biologici sono stati espressi come media ± SD, sono state dimostrate da una t di Student
-test, e sono stati considerati significativi a p
valori < 0.01. Il SPSS10 è stato utilizzato per l'analisi statistica.
Risultati
Le proprietà ottiche sono espressi come media ± SD per tutte le misurazioni per i campioni. Le figure 2, 3, 4, 5, 6 e 7 presenti la dipendenza della lunghezza d'onda dei coefficienti di assorbimento, i coefficienti di scattering ridotte, le profondità di penetrazione ottici, i coefficienti di diffusione, la riflettanza diffusa e gli spostamenti di riflettanza diffusa per stomaco normale mucosa /sottomucosa dei tessuti nell'orifizio cardiaca a cinque diverse lunghezze d'onda di laser, rispettivamente. Le linee verticali corrispondono ai valori di deviazione standard (SD), che è determinato da una t di Student
-test, e barre di errore appaiono in 635, 730, 808, 890 e 980 lunghezze d'onda nm di laser per chiarezza e rappresentano uno deviazione standard nella μ a, μ s ', δ, D, R ∞ e valori Ax. Figura 2 La dipendenza lunghezza d'onda dei coefficienti di assorbimento μ una delle normali tessuti dello stomaco mucosa /sottomucosa nell'orifizio cardiaca. I punti vuoti corrispondono ai coefficienti di assorbimento medi e le linee verticali indicano i valori SD.
Figura 3 La dipendenza lunghezza d'onda dei coefficienti di scattering ridotti μ s 'di tessuti normali mucosa dello stomaco /sottomucosa in l'orifizio cardiaco. I punti vuoti corrispondono ai coefficienti di scattering ridotti medi e le linee verticali indicano i valori SD.
Figura 4 Il ottici profondità di penetrazione δ di tessuti normali mucosa dello stomaco /sottomucosa nell'orifizio cardiaca a 635, 730, 808, 890 e 980 nm. I punti vuoti corrispondono alle profondità media di penetrazione ottica e le linee verticali indicano i valori SD.
Figura 5 I coefficienti di diffusione D della luce in tessuti normali mucosa dello stomaco /sottomucosa del orifizio cardiaco a 635, 730, 808, 890 e 980 nm. I punti vuoti corrispondono ai coefficienti medi di diffusione e le linee verticali indicano i valori SD.
Figura 6 La riflettanza diffusa R ∞ di tessuti normali mucosa dello stomaco /sottomucosa nell'orifizio cardiaca a 635, 730, 808, 890 e 980 nm . I punti vuoti corrispondono alla riflettanza media diffusa e le linee verticali indicano i valori SD.
Figura 7 Lo spostamento Ax di riflettanza diffusa dei tessuti normali mucosa dello stomaco /sottomucosa nell'orifizio cardiaca a 635, 730, 808, 890 e 980 nm. I puntini vuote corrispondono allo spostamento medio Ax di riflettanza diffusa e le linee verticali indicano i valori SD
. Discussione
Le proprietà ottiche di un tessuto biologico dipendono dalla sua composizione biochimica e la sua struttura cellulare e subcellulare. Nel campo del visibile e del vicino infrarosso, le proprietà di assorbimento sono legati alla concentrazione dei cromofori, come ossiemoglobina e deossiemoglobina, grassi e acqua [32]. Tali cromofori variano in modo significativo con il metabolismo dei tessuti [33]. Le proprietà di scattering sono legati alla distribuzione delle dimensioni delle cellule e organelli, che sono i parametri utilizzati per differenziare normale dai tessuti anormali in istopatologia di riferimento [34]. Pertanto misurazioni ottiche hanno un forte potenziale per lo sviluppo di non invasivi in ​​vivo
strumenti di diagnostica medica, spesso chiamato "biopsia ottica". Tali tecniche dovrebbero migliorare significativamente l'efficienza delle biopsie o aiutare a determinare i margini del tumore in un campo chirurgico. Secondo i nostri dati sperimentali, i coefficienti di assorbimento, i coefficienti di scattering ridotto, le profondità di penetrazione ottici, i coefficienti di diffusione, la riflettanza diffusa ed i turni di riflettanza diffusa per tessuti normali mucosa dello stomaco /sottomucosa nell'orifizio cardiaca a 635, 730, 808 , 890 e 980 nm sono stati determinati in vitro. Nel nostro studio, è interessante notare le proprietà ottiche misurate e le loro differenze per i campioni di tessuto in cinque diverse lunghezze d'onda laser. Crediamo che le proprietà ottiche dovrebbero contribuire a diagnosi patologica e il trattamento medico per la mucosa gastrointestinale maligne o pre-maligne con facilità utilizzando metodi ottici.
Figura 2 e Figura 3 mostrano i coefficienti di assorbimento e la riduzione dei coefficienti di scattering di campioni di tessuto a cinque diversi laser lunghezze d'onda rispettivamente. Dalla Figura 2 e Figura 3, si può notare che i coefficienti di assorbimento per campioni di tessuto aumentano con l'aumento della lunghezza d'onda del laser, tranne per il coefficiente di assorbimento a 730 nm, ei coefficienti di scattering ridotte per campioni di tessuto diminuisce con l'aumento di lunghezze d'onda laser . Ci sono state differenze significative nei coefficienti di assorbimento a cinque diverse lunghezze d'onda laser (P
< 0,01). Il coefficiente di assorbimento massimo e minimo sono 0,265 mm -1 a 980 nm e 0.0332 mm -1 a 730 nm, rispettivamente. L'gli scarti minimi dei coefficienti di assorbimento massimo e sono 698% tra 730 e 980 nm e 1,61% rispettivamente tra 635 e 808 nm,. Ci sono state anche differenze significative nei coefficienti di scattering ridotti a cinque diverse lunghezze d'onda laser (P
< 0,01). Il massimo e minimo ridotti coefficienti di scattering sono 1,19 mm -1 a 635 nm e 0,521 millimetri -1 a 980 nm, rispettivamente. Il differenze minime dei coefficienti di scattering ridotti e massimo sono 128% tra 635 e 980 nm e 1,15% tra 890 e 980 nm, rispettivamente.
Figura 4 mostra che la profondità di penetrazione ottici per campioni di tessuto variano con l'aumento del laser lunghezze d'onda. Ci sono state differenze significative nei profondità di penetrazione ottici a cinque diverse lunghezze d'onda laser (P
< 0,01). La profondità minima di penetrazione ottici massimo e sono 3,57 mm a 808 nm e 1,43 mm a 980 nm, rispettivamente. L'gli scarti minimi delle profondità di penetrazione ottici massimo e sono 150% tra 808 e 980 nm e 5,36% rispettivamente tra 730 e 890 nm,. Dalla figura 5, si può notare che i coefficienti di diffusione per campioni di tessuto variano con l'aumento di lunghezze d'onda laser. Ci sono state anche differenze significative nei coefficienti di diffusione in cinque diverse lunghezze d'onda laser (P
< 0,01). Il coefficienti minimi di diffusione e massimo sono 0,608 mm -1 a 890 nm e 0,278 mm -1 a 635 nm, rispettivamente. L'gli scarti minimi dei coefficienti di diffusione massimo e sono 119% tra 635 e 890 nm e 12,0% rispettivamente tra 890 e 980 nm,. La figura 6 mostra che la riflettanza diffusa per campioni di tessuto diminuisce con l'aumento della lunghezza d'onda del laser. Ci sono state differenze significative nella riflettanza diffusa in cinque diverse lunghezze d'onda laser (P
< 0,01). Il massimo e la riflettanza minima diffusa sono 0,456 a 635 nm e 0,0732 a 980 nm, rispettivamente. La differenze minime della riflettanza diffusa massimo e sono 523% tra 635 e 980 nm e 7,29% rispettivamente tra 635 e 730 nm,. Dalla figura 7, si può notare che lo spostamento Ax di riflettanza diffusa per campioni di tessuto varia con l'aumento di lunghezze d'onda laser. Ci sono state anche differenze significative nel turno Ax di riflettanza diffusa in cinque diverse lunghezze d'onda laser (P
< 0,01). Il massimo e lo spostamento minima Ax di riflettanza diffusa sono 1.11 mm a 890 nm e 0,507 mm a 635 nm, rispettivamente. Il differenze minime di spostamento Ax di riflettanza diffusa massimo e sono 119% tra 635 e 890 nm e 11,7% tra 890 e 980 nm, rispettivamente.
Sono differenze significative nelle proprietà ottiche dei campioni di tessuto tra le diverse lunghezze d'onda di laser (P
< 0,01). Bashkatov, et al. [35] e Holmer et al. [36] hanno riportato le proprietà ottiche del tessuto gastrico dai diversi metodi di misurazione ottici, i nostri dati che la dipendenza della lunghezza d'onda del coefficiente di assorbimento, il coefficiente di dispersione ridotto e la profondità di penetrazione ottica della mucosa parete dello stomaco umano sono molto simili a confrontare i dati di Bashkatov, et al. e Holmer et al. con i nostri dati nel campo spettrale da 600 a 1000 nm.
Conclusione
In conclusione, i risultati qui riportati indicano che le differenze nelle proprietà ottiche, vale a dire, i coefficienti di assorbimento, i coefficienti di scattering ridotte, la profondità di penetrazione ottici , i coefficienti di diffusione, la riflettanza diffusa e gli spostamenti di riflettanza diffusa per il normale stomaco tessuti della mucosa /sottomucosa nell'orifizio cardiaca a 635, 730, 808, 890 e 980 nm sono significativi in ​​vitro (P
< 0,01), e il potenziale e la promessa di utilizzare un fascio laser incidente obliqua per misurare le proprietà ottiche di tessuto per studi clinici. I tessuti di varie patologie hanno differenti proprietà dei tessuti ottiche, e nei tessuti dei luoghi diversi per normali stomaci umani hanno differenti proprietà ottiche dei tessuti [2]. I risultati preliminari presentati possono essere utilizzati per lo sviluppo di tecnologie ottiche e possono essere utili per la diagnosi precoce, la terapia fotodinamica e fototermica nel tratto gastrointestinale
Abbreviazioni
NIR:.
Vicino
infrarossi
GI:
gastrointestinale
WLE:
luce bianca endoscopia
OCT:
tomografia a coerenza ottica
LIAF:
indotta da laser autofluorescenza
MFP ': percorso
il trasporto significare libera

D:
il coefficiente di diffusione
SD:
deviazione standard
dichiarazioni
Ringraziamenti
Gli autori vorrebbero riconoscere la Fondazione nazionale di Scienze naturali di Cina (codice articolo 30.470.494; 30627003), e la Fondazione di Scienze Naturali della provincia di Guangdong (numero di articolo 7.117.865) per sostenere questo lavoro.
Autori fascicoli presentati originali per
di seguito sono riportati i link ai degli autori fascicoli presentati originali per immagini. 'file originale per la figura 1 12876_2008_356_MOESM2_ESM.pdf Autori 12876_2008_356_MOESM1_ESM.pdf autori file originale per la figura 2 12876_2008_356_MOESM3_ESM.pdf Autori file originale per la figura 3 12876_2008_356_MOESM4_ESM.pdf Autori file originale per la figura 4 file originale 12876_2008_356_MOESM5_ESM.pdf degli autori per la figura 5 'file originale per la figura 6 12876_2008_356_MOESM7_ESM.pdf autori 12876_2008_356_MOESM6_ESM.pdf autori file originale per la figura 7 interessi in competizione
Gli autori dichiarano di non avere interessi in gioco.

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