(57)【要約】【課題】良好なS/N比で被測定分子の濃度測定を行うことができるようにする。【解決手段】集光レンズが、被測定分子の分子振動モードである振動数ωχに対して、ωχ＝ω1−ω2（ω1＞ω2）の関係となる振動数ω1の第１のレーザ光と、振動数ω2の第２のレーザ光を、被測定分子が含まれる生体の血管内に集光する。第１のレーザ光と第２のレーザ光が被測定分子に照射されることにより被測定分子が放出した、ストークスシフトした誘導ラマン散乱光を受光部が受光し、受光された誘導ラマン散乱光のスペクトル強度から、濃度算出部が、被測定分子の濃度を算出する。本技術は、例えば、分子濃度測定装置に適用できる。【選択図】図５
2014018599.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被測定分子の分子振動モードである振動数ωχに対して、ωχ＝ω1−ω2（ω1＞ω2）の関係となる振動数ω1の第１のレーザ光と、振動数ω2の第２のレーザ光を発振して出力するレーザ発振器と、
前記第１のレーザ光と前記第２のレーザ光を、前記被測定分子が含まれる生体の血管内に集光する集光レンズと、
前記第１のレーザ光と前記第２のレーザ光が前記被測定分子に照射されることにより前記被測定分子が放出した、ストークスシフトした誘導ラマン散乱光を受光する受光部と、
受光された前記誘導ラマン散乱光のスペクトル強度から、前記被測定分子の濃度を算出する濃度算出部と
を備える分子濃度測定装置。
【請求項２】
前記レーザ発振器は、横モードがTEM00のレーザ光を発振するモードロックレーザまたはQスイッチレーザで構成され、
前記集光レンズは、焦点の位置が前記被測定分子が含まれる生体の血管内となるように集光する
請求項１に記載の分子濃度測定装置。
【請求項３】
前記第２のレーザ光の波長は、自発ラマン散乱光のスペクトル分布内の波長となるように設定される
請求項１に記載の分子濃度測定装置。
【請求項４】
前記レーザ発振器は、100fs以上のパルス幅を有するパルスレーザとして、前記第１のレーザ光及び前記第２のレーザ光を出力し、
前記第１のレーザ光及び前記第２のレーザ光が少なくとも100fsは同時に前記被測定分子に照射されるように、前記第１のレーザ光と前記第２のレーザ光のパルスタイミングを調整する調整部をさらに備える
請求項１に記載の分子濃度測定装置。
【請求項５】
前記受光部は、前記被測定分子が前記誘導ラマン散乱光を放出してから10ps以下の緩和成分のみを受光する
請求項１に記載の分子濃度測定装置。
【請求項６】
前記第１のレーザ光及び前記第２のレーザ光の波長は、700nmから２μmの範囲内の値である
請求項１に記載の分子濃度測定装置。
【請求項７】
前記濃度算出部は、水と前記被測定分子のそれぞれについて、ラマンスペクトルのピーク強度と分子の数との関係を示す検量線を記憶し、測定されたラマンスペクトルのピーク強度から、前記水と前記被測定分子の数を求め、その比をとることで、前記被測定分子の濃度を算出する
請求項１に記載の分子濃度測定装置。
【請求項８】
分子濃度測定装置の、
レーザ発振器が、被測定分子の分子振動モードである振動数ωχに対して、ωχ＝ω1−ω2（ω1＞ω2）の関係となる振動数ω1の第１のレーザ光と、振動数ω2の第２のレーザ光を発振して出力し、
集光レンズが、前記第１のレーザ光と前記第２のレーザ光を、前記被測定分子が含まれる生体の血管内に集光し、
受光部が、前記第１のレーザ光と前記第２のレーザ光が前記被測定分子に照射されることにより前記被測定分子が放出した、ストークスシフトした誘導ラマン散乱光を受光し、
濃度算出部が、受光された前記誘導ラマン散乱光のスペクトル強度から、前記被測定分子の濃度を算出する
分子濃度測定方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本技術は、分子濃度測定装置及び分子濃度測定方法に関し、特に、良好なS/N比で被測定分子の濃度測定を行うことができるようにする分子濃度測定装置及び分子濃度測定方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
糖尿病患者には、血液中のグルコース（血糖）を常時モニタリングし、血糖値の変化に応じたインスリンや治療薬の投与が求められる。しかしながら、現在、血糖値を測定する方法としては、血液あるいは皮膚の真皮から抽出される間質液に含まれるグルコースの濃度を、酵素法により求めるものが一般的である。このため、患者は、注射などによる検体採取をしなければならならず、痛みをともなうだけでなく感染症の恐れもある。
【０００３】
このような課題を解決するために、出願人らは、特許文献１において、コヒレントアンチストークスラマン散乱（以下、CARSと称する。）を用いた非侵襲的な血糖測定方法を提案している。この方法では、赤血球などの体内の局所的部位に光学的に焦点を合わせることで、その部位からだけのCARS信号を得ることができるため、糖化ヘモグロビンなどの量を非侵襲的に測定することができる。図１は、非特許文献１に開示されているグルコース水溶液のCARS信号を示している。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】特許第４６１８３４１号公報
【非特許文献】
【０００５】
【非特許文献１】Xi Wang, Aihua Zhang, Miaochan Zhi, Alexei V. Sokolov, and George R. Welch,Glucose concentration measured by the hybrid coherentanti-Stokes Raman-scattering technique,PHYSICAL REVIEW A 81, 013813 (2010)
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
しかしながら、この方法では、3次の非線形感受率の実部が共鳴周波数以外でも０以外の有限な値をとるため、信号と同時にノイズも増幅してしまう。図１に示されるように、グルコース水溶液のCARS信号のピークは最大で約17000カウントであるのに対して、ノイズは9000カウントも存在する。このため被測定分子以外の分子が多数存在する場合には、CARS信号の波長域に3次の非線形感受率の実部が０以外の有限の値をもつ別の分子の存在により、増幅されたノイズに信号が埋もれてしまうことがある。
【０００７】
図２は、非特許文献１に開示されている豚の血液中のグルコースのCARS測定結果を示している。
【０００８】
図２では、豚から採取した血液のみと、採取した血液に、25mM、58mM、125mM、189mM、308mM、415mMの濃度のグルコースをさらに追加したもので、グルコースのCARS測定が行われている。図２において上下方向に並べられた測定結果のうち、一番下の測定結果が血液のみの測定結果であり、それより上に配置されているグラフほど、グルコースの追加濃度が徐々に高くなっている。グルコースの追加濃度を徐々に高くすると、破線で示す波数の部分の強度が徐々に大きくなっていることがわかる。したがって、この部分がグルコースのCARS信号に対応するが、図２の最下段に示される血液のみのCARS信号では、グルコースのCARS信号が、血液中の他分子由来のノイズに対して微弱であることがわかる。
【０００９】
本技術は、このような状況に鑑みてなされたものであり、良好なS/N比で被測定分子の濃度測定を行うことができるようにするものである。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
本技術の一側面の分子濃度測定装置は、被測定分子の分子振動モードである振動数ωχに対して、ωχ＝ω1−ω2（ω1＞ω2）の関係となる振動数ω1の第１のレーザ光と、振動数ω2の第２のレーザ光を発振して出力するレーザ発振器と、前記第１のレーザ光と前記第２のレーザ光を、前記被測定分子が含まれる生体の血管内に集光する集光レンズと、前記第１のレーザ光と前記第２のレーザ光が前記被測定分子に照射されることにより前記被測定分子が放出した、ストークスシフトした誘導ラマン散乱光を受光する受光部と、受光された前記誘導ラマン散乱光のスペクトル強度から、前記被測定分子の濃度を算出する濃度算出部とを備える。
【００１１】
本技術の一側面の分子濃度測定方法は、分子濃度測定装置の、レーザ発振器が、被測定分子の分子振動モードである振動数ωχに対して、ωχ＝ω1−ω2（ω1＞ω2）の関係となる振動数ω1の第１のレーザ光と、振動数ω2の第２のレーザ光を発振して出力し、集光レンズが、前記第１のレーザ光と前記第２のレーザ光を、前記被測定分子が含まれる生体の血管内に集光し、受光部が、前記第１のレーザ光と前記第２のレーザ光が前記被測定分子に照射されることにより前記被測定分子が放出した、ストークスシフトした誘導ラマン散乱光を受光し、濃度算出部が、受光された前記誘導ラマン散乱光のスペクトル強度から、前記被測定分子の濃度を算出する。
【００１２】
本技術の一側面においては、被測定分子の分子振動モードである振動数ωχに対して、ωχ＝ω1−ω2（ω1＞ω2）の関係となる振動数ω1の第１のレーザ光と、振動数ω2の第２のレーザ光が発振して出力され、前記第１のレーザ光と前記第２のレーザ光が、前記被測定分子が含まれる生体の血管内に集光され、前記第１のレーザ光と前記第２のレーザ光が前記被測定分子に照射されることにより前記被測定分子が放出した、ストークスシフトした誘導ラマン散乱光が受光され、受光された前記誘導ラマン散乱光のスペクトル強度から、前記被測定分子の濃度が算出される。
【００１３】
分子濃度測定装置は、独立した装置であっても良いし、１つの装置を構成している内部ブロックであっても良い。
【発明の効果】
【００１４】
本技術の一側面によれば、良好なS/N比で被測定分子の濃度測定を行うことができる。
【図面の簡単な説明】
【００１５】
【図１】グルコース水溶液のCARS信号を示す図である。
【図２】グルコースのCARS測定結果の例を示す図である。
【図３】誘導ラマン散乱を説明する図である。
【図４】３次の非線形感受率χ(3)の絶対値の２乗、実部、及び虚部を示した図である。
【図５】本技術が適用された分子濃度測定装置の第１の実施の形態の構成例を示す図である。
【図６】生体組織の吸収散乱の波長依存性を示す図である。
【図７】1g/dLと50g/dLの濃度のグルコース水溶液と水の自発ラマン散乱スペクトルを示す図である。
【図８】本技術が適用された分子濃度測定装置の第２の実施の形態の構成例を示す図である。
【図９】誘導ラマン散乱光の二次元データを示す図である。
【図１０】誘導ラマン散乱光のスペクトル範囲の光強度を時間軸に対してプロットした図である。
【発明を実施するための形態】
【００１６】
以下、本技術を実施するための形態（以下、実施の形態という）について説明する。なお、説明は以下の順序で行う。
１．第１の実施の形態（ロックインアンプで信号光を検出する構成例）
２．第２の実施の形態（ストリークカメラで信号光を検出する構成例）
【００１７】
＜１．第１の実施の形態＞
［誘導ラマン散乱の説明］
本技術が適用された分子濃度測定装置は、誘導ラマン散乱（以下、SRS（Stimulated Raman Scattering）とも称する。）を用いて、測定対象の分子（以下、被測定分子とも称する。）の濃度（量）を測定する。初めに、図３を参照して、誘導ラマン散乱について説明する。
【００１８】
誘導ラマン散乱では、図３Aに示されるような振動数ω1と振動数ω2の二つのレーザ光が用意される。二つのレーザ光の振動数ω1と振動数ω2（ω1＞ω2）は、図３Bに示されるように被測定分子の分子振動モードである振動数ωχに対して、ωχ＝ω1−ω2の関係となるように設定される。
【００１９】
振動数ω1のレーザ光を励起光として被測定分子に照射すると、振動数ω2の自発ラマン散乱光が放出されるが、誘導ラマン散乱は、励起光である振動数ω1のレーザ光の励起密度を高くするとともに、振動数ω2のレーザ光を種光（ストークス光）として照射することで、ラマン散乱光を誘導放出させるものである。
【００２０】
誘導ラマン散乱では、図３Cに示されるように、振動数ωχの被測定分子に照射された振動数ω1と振動数ω2の二つのレーザ光のうち、低い振動数ω1の方にエネルギーが移動する（ストークスシフトする）ことで、低い振動数ω1のレーザ光のエネルギーが増加する。この誘導放出現象の確率は入射光のエネルギー密度に比例する。
【００２１】
日本化学会編、丸善株式会社発行、第５版・実験化学講座の９巻「物質の構造Ｉ分光  上」の４９７頁及び４９６頁に記載されているように、CARS及びSRSの信号強度は、以下の式（１）及び式（２）により表されることが知られている。
【数１】
2014018599.tif 000003
ここで、ｎ1、ｎ2、ｎ3は、それぞれ、振動数（周波数）ω1、ω2、ω3（＝２ω1−ω2）における試料の屈折率、χ(3)は、３次の非線形感受率、Lは試料の長さ、I1、I2は、それぞれ、励起光、ストークス光の強度を表す。ΔKは、周波数ω1、ω2、ω3の波数ベクトルをｋ1、ｋ2、ｋ3としてΔK＝２ｋ1−ｋ2−ｋ3で表される。
【００２２】
CARS信号は、式（１）から分かるように、３次の非線形感受率χ(3)の絶対値の２乗に比例し、SRSのゲインは、式（２）から分かるように、３次の非線形感受率χ(3)の虚部に比例する。
【００２３】
図４は、３次の非線形感受率χ(3)の絶対値の２乗、３次の非線形感受率χ(3)の実部、及び、３次の非線形感受率χ(3)の虚部を示した図である。
【００２４】
図４に示されるように、３次の非線形感受率χ(3)の虚部は、共鳴周波数ωRで単一のピークをもち、その部分以外は０となるのに対して、３次の非線形感受率χ(3)の実部は、共鳴周波数ωRでＳ字のカーブを描き、その部分以外では０以外の有限の値をとる。
【００２５】
したがって、３次の非線形感受率χ(3)の絶対値の２乗に比例するCARS信号は、共鳴周波数ωR以外でも発生するので、被測定分子の共鳴に波長を合わせても被測定分子以外の分子が存在する場合は、そこからのCARS信号も発生する。これが増幅されたノイズとなって現れる。
【００２６】
一方、誘導ラマン散乱は、式（２）で示されるように、非共鳴で０以外の有限な値をもつ３次の非線形感受率χ(3)の実部には依存せず、共鳴波長のみで単一ピークをもつ虚部だけによって信号が生ずる。したがって、誘導ラマン散乱は、生体のような非常に多くの種類の分子で構成される検体から、微量の被測定分子の量を測定する場合に有利である。
【００２７】
［分子濃度測定装置の構成例］
図５は、誘導ラマン散乱を用いて被測定分子の濃度を測定する分子濃度測定装置の構成例を示す図である。
【００２８】
図５の分子濃度測定装置１は、被測定分子として、糖尿病治療患者の生体の血管内のグルコースの濃度（量）を測定する装置である。
【００２９】
レーザ発振器１１およびレーザ発振器１２は、例えば、モード同期法によりチタンサファイアの結晶を励起して発振するモードロックチタンサファイア（Ti-Sa）レーザなどで構成され、横モードがTEM00のパルスレーザ光を出力する。
【００３０】
レーザ発振器１１は、誘導ラマン散乱における励起光としてのレーザ光を発振し、例えば、波長λ1＝780nmのレーザ光を、パルス幅＝1.5ps[ピコ秒]のパルスレーザにして、８０MHzのパルス周期で出力する。
【００３１】
レーザ発振器１２は、誘導ラマン散乱におけるストークス光としてのレーザ光を発振し、例えば、波長λ2＝849nmのレーザ光を、パルス幅＝1.5psのパルスレーザにして、８０MHzのパルス周期で出力する。
【００３２】
なお、レーザ発振器１１およびレーザ発振器１２は、モードロックファイバレーザ、モードロック半導体レーザなどのその他のモードロックレーザは勿論、Qスイッチレーザなどを用いてもよい。
【００３３】
レーザ発振器１１から出力された励起光のパルスレーザ光は、ビームスプリッタ１３により、タイミング信号生成装置１４とパルス遅延部１５の２光路に分岐される。
【００３４】
タイミング信号生成装置１４は、レーザ発振器１１から出力されたパルスレーザ光に基づいて、レーザ発振器１１のパルス周波数（８０MHｚ）と周波数同期をとるためのタイミング信号を生成し、レーザ発振器１２およびロックインアンプ２３へ供給する。
【００３５】
パルス遅延部１５は、遅延光学系をピエゾ素子で移動させることにより、励起光とストークス光のパルスタイミングを調整する。例えば、パルス遅延部１５は、サンプル１８における励起光とストークス光のパルス位相のずれが、100fs[フェムト秒]以下となるように調整する。
【００３６】
パルス遅延部１５によりタイミング調整された励起光と、レーザ発振器１２から出力されたストークス光は、ダイクロイックプリズム１６により合波し、開口数0.7ないし1.2程度の対物レンズ１７に入射する。対物レンズ１７は、入射された励起光とストークス光をサンプル１８に集光する。サンプル１８は、糖尿病治療患者の指等であり、対物レンズ１７で集光されたレーザ光の焦点位置は、サンプル１８としての糖尿病治療患者の内部、具体的には、生体表面より１mm以下の深部の血管内に設定されている。
【００３７】
パルスレーザによる瞬間的な強励起と、対物レンズ１７による集光によって、励起密度が高くされた励起光が、サンプル１８の血管内の被測定分子であるグルコースに照射されることにより、誘導ラマン散乱光が誘導放出される。励起光の波長λ1を780nmとし、ストークス光の波長λ2を849nmとすることで、1040cm-1の波数のストークスシフトのラマン散乱光のスペクトルピーク（波長849nm）の誘導放出を得ることができる。ストークス光の波長λ2は、自発ラマン散乱光のスペクトル分布内の波長、例えば、スペクトル強度がスペクトルピークの半分の値以上となる波長の範囲内となるように設定される。
【００３８】
なお、糖尿病治療患者の指等であるサンプル１８と対物レンズ１７との間を空気層とすると、サンプル１８内とその上面の空気層との間で屈折率が異なるため、サンプル１８表面でレーザ光の散乱が発生する。そこで、サンプル１８表面での光散乱を抑制するため、対物レンズ１７とサンプル１８との間の空間を、水やオイルなどの液体やジェルなどで埋めることで、サンプル１８表面とサンプル１８とを同一の屈折率とすることができる。
【００３９】
サンプル１８で透過または反射してきた誘導ラマン散乱光は、対物レンズ１９で集光され、ダイクロイックプリズム２０へ導かれる。ダイクロイックプリズム２０へ入射される光には、誘導ラマン散乱光である波長λ2＝849nmのレーザ光の他、波長λ1＝780nmのレーザ光も含まれているため、ダイクロイックプリズム２０は、波長λ2のレーザ光と波長λ1のレーザ光を分離する。具体的には、ダイクロイックプリズム２０は、誘導ラマン散乱光である波長λ2のレーザ光を反射させ、BPF(バンドパスフィルタ)２１へ入射させるとともに、波長λ1のレーザ光については透過させる。
【００４０】
BPF２１は、誘導ラマン散乱光である波長λ2＝849nmのレーザ光を通過させるフィルタであり、849nmのレーザ光の選択性をさらに向上させるものである。PIN PD(Photodiode)２２は、BPF２１を通過してきたレーザ光を受光し、光電変換する。
【００４１】
ロックインアンプ２３は、タイミング信号生成装置１４から供給されるタイミング信号を参照信号として、PIN PD２２が出力する電気信号をロックイン検出する。ロックインアンプ２３は、PIN PD２２が出力する電気信号を電圧値に変換して、分子濃度変換部２４に出力する。
【００４２】
なお、レーザパルスの周期に合わせてロックイン検出するだけでなく、波長λ1のレーザ光または波長λ2のレーザ光のいずれか一方のダイクロイックプリズム１６の手前に外部強度変調器（図示せず）を設置し、波長λ1または波長λ2のレーザ光に対し、一定のレーザパルス強度を外部強度変調器により、パルス周期よりも長い周期（例えば40MHz）で正弦波強度変調し、外部強度変調周期に合わせてロックイン検出を行うことで、検出感度をさらに向上させることもできる（参考文献：Yasuyuki Ozeki, Yuma Kitagawa,  Kazuhiko Sumimura, Norihiko Nishizawa, Wataru Umemura, Shin'ichiro Kajiyama, Kiichi Fukui, and Kazuyoshi Itoh: OPTICS EXPRESS, Vol. 18, No. 13, 13708）。
【００４３】
分子濃度変換部２４は、ロックインアンプ２３から供給される電圧値から誘導ラマン散乱光のスペクトル強度を算出し、さらに、誘導ラマン散乱光のスペクトル強度に基づいて、サンプル１８である糖尿病治療患者の血管内のグルコースの濃度（量）を算出する。
【００４４】
以上のように構成される分子濃度測定装置１における測定の流れは次のようになる。初めに、サンプル１８としての糖尿病治療患者（生体）の指等が、対物レンズ１７付近の所定の位置に設置される。次に、レーザ発振器１１から励起光となるパルスレーザが出力されるとともに、レーザ発振器１２からストークス光となるパルスレーザが出力される。
【００４５】
励起光のパルスレーザとストークス光のパルスレーザは、対物レンズ１７により集光されて、サンプル１８としての糖尿病治療患者の血管内の被測定分子であるグルコースに照射される。
【００４６】
被測定分子としてのグルコースに照射された励起光は、パルスレーザによる瞬間的な強励起と、対物レンズ１７による集光によって、励起密度が高くされているので、誘導ラマン散乱光が誘導放出される。上述のように、励起光の波長λ1を780nmとし、ストークス光の波長λ2を849nmとした場合には、1040cm-1の波数のストークスシフトのラマン散乱光のスペクトルピーク（波長849nm）の誘導放出が得られる。
【００４７】
誘導放出された誘導ラマン散乱光が、ダイクロイックプリズム２０およびBPF２１を介してPIN PD２２で受光される。PIN PD２２で受光された誘導ラマン散乱光は、ロックインアンプ２３で電圧値に変換される。そして、分子濃度変換部２４において、電圧値から誘導ラマン散乱光の強度に変換され、さらに、誘導ラマン散乱光の強度から、被測定分子としてのグルコースの濃度（量）が算出される。
【００４８】
上述した分子濃度測定装置１の測定では、ラマン散乱光の一つのスペクトルピーク（1040cm-1の波数のスペクトルピーク）を検出したが、複数のスペクトルピークを検出するようにしてもよい。この場合、分子濃度測定装置１は、上述したようにして一つ目のスペクトルピークを検出した後、レーザ発振器１１およびレーザ発振器１２の少なくとも一方のパルスレーザの波長を変更することで、一つ目のスペクトルピークと異なる波数のスペクトルピークのラマン散乱光の強度を検出することができる。また、レーザ発振器１１およびレーザ発振器１２として、モードロックチタンサファイアレーザよりも安価なモードロック半導体レーザなどを用いた場合には、励起光及びストークス光のそれぞれについて、異なる波長のパルスレーザを出力する複数台のレーザ発振器を用意して、一つ目のスペクトルピークと二つ目のスペクトルピークとで、パルスレーザを出力するレーザ発振器を切り替えてもよい。
【００４９】
また、上述した分子濃度測定装置１の構成では、２台のレーザ発振器１１及び１２を設け、励起光用の波長λ1とストークス光用の波長λ2のレーザ光を、別々のレーザ発振器から出力するようにした。しかし、１台のレーザ発振器のみで構成し、そのレーザ発振器が出力する所定波長のレーザ光から、２つの異なる波長λ1とλ2のレーザ光を生成させるようにしてもよい。すなわち、２台のレーザ発振器１１及び１２の機能を、１台のレーザ発振器で実現してもよい。
【００５０】
上述した測定では、励起光の波長λ1を780nmとし、ストークス光の波長λ2を849nmとしたが、レーザ光の波長は、700nmから２μmの範囲内で設定されていればよい。図６は、生体組織の吸収散乱の波長依存性を示しており、図６に示されるように、生体の光学的窓とも呼ばれている700nmから２μmの範囲は、光吸収が少ないため、生体組織にレーザ光が浸透しやすい。そのため、レーザ光の波長を700nmから２μmの範囲内に設定することで、レーザ光を被測定分子に効率よく照射することができる。
【００５１】
なお、上述した測定では、励起光とストークス光のパルス幅を1.5psとし、励起光とストークス光のパルスタイミング（パルス位相）のずれが、100fs以下となるように調整した。この場合の励起光とストークス光のパルスの重なりは1.4psとなる。
【００５２】
しかし、励起光とストークス光のパルス幅は、以下の理由から、100fs以上であればよい。
【００５３】
ハイゼンベルクの不確定性原理によれば、エネルギーの不確定性ΔEと、時間の不確定性Δtとの間には、プランク定数ｈを用いて、次式（３）のような関係が導かれる。
【数２】
2014018599.tif 000004
【００５４】
式（３）は、レーザパルスの時間の広がりとエネルギーの広がりとの関係、換言すれば、レーザパルスの時間の広がりとレーザのスペクトル広がりとの関係を示している。
【００５５】
一方、自発ラマンスペクトルのピークは、一般に10ないし20 cm-1程度のスペクトル幅を有する。図７は、自発ラマンスペクトルの一例として、1g/dLと50g/dLの濃度のグルコース水溶液と水の自発ラマン散乱スペクトルを示している。
【００５６】
誘導ラマン散乱のスペクトルも、自発ラマン散乱と同じ波数にピークが現れることが知られている。このため、誘導ラマン散乱測定の性能としては、ナイキストの定理を鑑み、スペクトル信号の標本化に必要な5ないし10cm-1以上の波数分解能が求められる。従って、レーザ光にも、同程度のスペクトル広がりが求められる。10cm-1の波数の分布をエネルギーに換算すると1.24 meVであるが、これから式（３）を用いてパルスの時間の広がり、すなわち、パルス幅を求めると、265 fs以上と算出することができる。ラマン散乱のスペクトルの広がりは、上記より広い場合も考えられ、同様な議論からその場合には100 fs程度までパルス幅を短くすることもできる。以上より、分子測定に十分な波数分解能を得るためには、レーザパルスの時間幅は100fs以上であることが求められる。なお、レーザパルスの時間幅の上限は、例えば100psである。
【００５７】
励起光とストークス光のレーザパルスは、パルス幅が100fsであるときには、その100fsの全期間において重なっている必要がある。また、励起光とストークス光のいずれか一方のみが100fsのパルス幅である場合には、その100fsのパルス幅の期間は、他方のパルスと重なっている必要がある。すなわち、励起光とストークス光は、少なくとも100fsの時間は同時に被測定分子に照射されている必要がある。
【００５８】
＜２．第２の実施の形態＞
一般にSRSやCARS測定を行う場合、非線形現象を起こすため瞬間的に強励起にする（特定のエネルギーの多数のフォトンを入力する）必要がある。このため、分子濃度測定装置１は、モードロックレーザやQスイッチレーザを用いてパルス圧縮されたエネルギーを、瞬間的に繰返し測定対象に照射する。モードロックレーザの場合、レーザ共振器の長さによって繰返し周波数が変わってくるが、一般には、数十MHzないし数GHzの繰返しで1ps前後のパルスレーザ光を放出することができる。また、被測定分子がラマン散乱光を放出する時間は、概ね10psを要することが分かっている。例えば100MHzで1psのパルスを照射する場合、周期の10nsに対して信号を受光する時間は10psで、もし連続的に受光した場合、99.9%の時間は信号の入力がなくその間ノイズを検出し続けることになる。そこで、SRS信号が受光器に入力する時間のみ測定する（ゲート検出する）ことで、S/N比をさらに向上させることができる。
【００５９】
［分子濃度測定装置の構成例］
図８は、分子濃度測定装置の第２の実施の形態の構成例を示す図であり、ラマン散乱光をゲート検出する分子濃度測定装置１の構成例を示している。
【００６０】
図８において、図５と対応する部分については同一の符号を付してあり、その説明は適宜省略する。図８の分子濃度測定装置１では、図５のダイクロイックプリズム２０、BPF２１、PIN PD２２、及びロックインアンプ２３に代えて、ミラー３１、モノクロメータ（分光器）３２、及びストリークカメラ３３が設けられている。
【００６１】
対物レンズ１９で集光された誘導ラマン散乱光は、ミラー３１で反射されて、モノクロメータ（分光器）３２に導かれる。モノクロメータ３２は、誘導ラマン散乱光である波長λ2のレーザ光を分光し、ストリークカメラ３３に出力する。
【００６２】
ストリークカメラ３３は、タイミング信号生成装置１４から供給されるタイミング信号に基づいて、モノクロメータ３２の分光方向とは垂直な方向に、測定範囲20psで繰返し時間掃引して、モノクロメータ３２からのレーザ光（信号）を受光する。この時間掃引のタイミングが、入射されてくる誘導ラマン散乱光に対して所望の時間遅れになるように、光路長が調整されている。
【００６３】
図９は、ストリークカメラ３３内のCCD部で受光された誘導ラマン散乱光の二次元データを示している。図９の等高線は、信号光の強度を表す。
【００６４】
図１０は、図９に示した二次元データのうち、誘導ラマン散乱光のスペクトル範囲（図中縦点線で挟まれた範囲）の光強度を時間軸に対してプロットした図である。
【００６５】
分子濃度変換部２４は、図１０に示すように、信号が表れてから消失する0psから10psまでの時間範囲で光強度を積分し、誘導ラマン散乱のスペクトル強度を算出する。分子濃度変換部２４は、さらに、誘導ラマン散乱光のスペクトル強度に基づいて、サンプル１８である糖尿病治療患者の血管内のグルコースの濃度（量）を算出する。
【００６６】
図８の分子濃度測定装置１の構成では、被測定分子が誘導ラマン散乱光を放出してから10ps以下の信号（緩和成分）のみを受光して、誘導ラマン散乱光のスペクトル強度を算出する。これにより、誘導ラマン散乱光に対応する信号光がストリークカメラ３３に入力する時間のみ測定することができるので、ノイズを大きく低減することができ、S/N比を向上させることができる。
【００６７】
なお、図７を参照して分かるように、水由来のラマンスペクトルは、1650cm-1付近に表れ、ラマンスペクトルのピーク強度は、水分子の数に概ね比例する。グルコースのピーク強度についても同様のことが言える。従って、分子濃度変換部２４は、水及びグルコースのそれぞれについて、ラマンスペクトルのピーク強度と分子の数との関係を示す検量線を予め作成して記憶し、測定されたラマンスペクトルのピーク強度から、水とグルコースそれぞれの分子の数を求め、その比をとることでグルコースの水に対する濃度を求めるようにすることもできる。
【００６８】
以上のように、本技術を適用した分子濃度測定装置１は、患者から血液や体液の採取をすることなく、血糖値（グルコース）を測定することができる。すなわち、非侵襲的に血糖値を測定できるため、患者にとって痛みを伴わないだけでなく、感染症を予防することもできる。
【００６９】
分子濃度測定装置１では、生体の表面だけでなく、表面から１mm以下の深部を測定することができるため、血管内のグルコースその他の生体分子の量を測定することができる。
【００７０】
そして、分子濃度測定装置１は、誘導ラマン散乱を用いて被測定分子の濃度を測定するので、良好なS/N比で被測定分子の濃度測定を行うことができる。
【００７１】
本技術の実施の形態は、上述した実施の形態に限定されるものではなく、本技術の要旨を逸脱しない範囲において種々の変更が可能である。
【００７２】
なお、本技術は以下のような構成も取ることができる。
（１）
被測定分子の分子振動モードである振動数ωχに対して、ωχ＝ω1−ω2（ω1＞ω2）の関係となる振動数ω1の第１のレーザ光と、振動数ω2の第２のレーザ光を発振して出力するレーザ発振器と、
前記第１のレーザ光と前記第２のレーザ光を、前記被測定分子が含まれる生体の血管内に集光する集光レンズと、
前記第１のレーザ光と前記第２のレーザ光が前記被測定分子に照射されることにより前記被測定分子が放出した、ストークスシフトした誘導ラマン散乱光を受光する受光部と、
受光された前記誘導ラマン散乱光のスペクトル強度から、前記被測定分子の濃度を算出する濃度算出部と
を備える分子濃度測定装置。
（２）
前記レーザ発振器は、横モードがTEM00のレーザ光を発振するモードロックレーザまたはQスイッチレーザで構成され、
前記集光レンズは、焦点の位置が前記被測定分子が含まれる生体の血管内となるように集光する
前記（１）に記載の分子濃度測定装置。
（３）
前記第２のレーザ光の波長は、自発ラマン散乱光のスペクトル分布内の波長となるように設定される
前記（１）または（２）に記載の分子濃度測定装置。
（４）
前記レーザ発振器は、100fs以上のパルス幅を有するパルスレーザとして、前記第１のレーザ光及び前記第２のレーザ光を出力し、
前記第１のレーザ光及び前記第２のレーザ光が少なくとも100fsは同時に前記被測定分子に照射されるように、前記第１のレーザ光と前記第２のレーザ光のパルスタイミングを調整する調整部をさらに備える
前記（１）乃至（３）のいずれかに記載の分子濃度測定装置。
（５）
前記受光部は、前記被測定分子が前記誘導ラマン散乱光を放出してから10ps以下の緩和成分のみを受光する
前記（１）乃至（４）のいずれかに記載の分子濃度測定装置。
（６）
前記第１のレーザ光及び前記第２のレーザ光の波長は、700nmから２μmの範囲内の値である
前記（１）乃至（５）のいずれかに記載の分子濃度測定装置。
（７）
前記濃度算出部は、水と前記被測定分子のそれぞれについて、ラマンスペクトルのピーク強度と分子の数との関係を示す検量線を記憶し、測定されたラマンスペクトルのピーク強度から、前記水と前記被測定分子の数を求め、その比をとることで、前記被測定分子の濃度を算出する
前記（１）乃至（６）のいずれかに記載の分子濃度測定装置。
（８）
分子濃度測定装置の、
レーザ発振器が、被測定分子の分子振動モードである振動数ωχに対して、ωχ＝ω1−ω2（ω1＞ω2）の関係となる振動数ω1の第１のレーザ光と、振動数ω2の第２のレーザ光を発振して出力し、
集光レンズが、前記第１のレーザ光と前記第２のレーザ光を、前記被測定分子が含まれる生体の血管内に集光し、
受光部が、前記第１のレーザ光と前記第２のレーザ光が前記被測定分子に照射されることにより前記被測定分子が放出した、ストークスシフトした誘導ラマン散乱光を受光し、
濃度算出部が、受光された前記誘導ラマン散乱光のスペクトル強度から、前記被測定分子の濃度を算出する
分子濃度測定方法。
【符号の説明】
【００７３】
１  分子濃度測定装置，  １１，１２  レーザ発振器，  １４  タイミング信号生成装置，  １５  パルス遅延部，  １７  対物レンズ，  １８  サンプル，  １９  対物レンズ，  ２２  PIN PD，  ２３  ロックインアンプ，  ２４  分子濃度変換部，  ３２  モノクロメータ，  ３３  ストリークカメラ
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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