JP2013205078A - ラマン分光法による生体内成分の濃度計測方法および濃度計測装置 - Google Patents

Abstract

【課題】生体に埋め込まれたデバイスを用いるラマン分光法により生体内成分の濃度を、簡便に再現性良く計測する。
【解決手段】照射光７はビームスポットの中に測定領域１２と参照領域１３の両方を含むように照射され、測定領域１２に吸着した成分からなる測定試料１４に起因するラマン散乱光の強度を、参照領域１３に固定されている参照試料１５に起因するラマン散乱光の強度を用いて補正することにより、位置合わせのための複雑な光学系調整機構が無くても再現性の良い計測ができる。
【選択図】図３

Description

本発明は、生体内成分の濃度計測方法および濃度計測装置に関するものである。

ラマン分光法は、試料に光を照射して得られる散乱光を分光して、ラマン散乱光のスペクトル（ラマンスペクトル）を得る方法であり、試料に含まれる物質の同定等に使用されている。またラマンスペクトルのスペクトル強度は、試料中の分子濃度に比例するため、試料中の分子濃度の計測等にも使用されている（例えば、特許文献１参照）。

ラマン散乱光は微弱な光であることから、ラマン散乱光を増強する光電場増強デバイスが開発されている。光電場増強デバイスの一つとして局在型表面プラズモン共鳴を利用したデバイスが挙げられる。これは、金属体、特に表面にナノオーダの凹凸を有する金属体に試料を接触させた状態で光を照射すると、金属体表面近傍に局在型表面プラズモン共鳴による光電場増強が生じ、金属体表面近傍に配置した試料のラマン散乱光の強度が増強されるというものである。

特許文献２は、光電場増強デバイスの作成ロットが異なるなどの原因で光電場の増強度にばらつきが生じた場合にも、精度良く測定する方法を開示している。当該方法では、まず、測定対象となる測定試料から発せられるラマン散乱光を増強する測定領域と、既知の参照試料から発せられるラマン散乱光を増強する参照領域とを一体的に製造する。次に、測定領域での測定と参照領域での測定を順次行う。測定試料から測定したラマンスペクトルのスペクトル強度を、参照試料から測定したラマンスペクトルのスペクトル強度を用いて補正することにより、個々の光電場増強デバイスの光電場の増強度にバラツキが生じている場合であっても、測定試料のラマンスペクトルのスペクトル強度を精度よくかつ定量的に測定することができる。

また、生体に光を照射して得られる光応答の信号に基づいて、当該生体に含まれるグルコースのような成分の濃度を計測する方法が知られている。

特許文献３は、蛍光によりグルコースの濃度を計測する方法を開示している。当該方法では、まず、グルコースと反応すると蛍光特性が変化する試薬を含有する微粒子を、生体の皮膚に埋め込む。次に、生体外から励起波長の光を照射することで発生する蛍光を測定することで、グルコースの濃度を計測している。

特開平６−１７４７２３号公報 特開２００９−１０３６５１号公報 特表２００４−５１０５２７号公報

しかしながら、特許文献２の技術では、生体に埋め込んだデバイスに対して、生体外から光を照射し、その光応答の信号を生体外で測定する場合、測定の再現性が悪化するという課題があった。これは、生体に埋め込まれた微粒子チップからのラマン散乱光を生体外部で測定する場合、生体内部での減衰や生体表面での散乱などの影響が無視できず、それらの影響は測定場所もしくは測定日時によって大きく変化することが原因である。

また、測定領域で測定試料のラマン散乱を測定した後に、参照領域で参照試料のラマン散乱を測定するためには、２つの異なる領域に光を照射するために照射位置を変える必要があるが、その際、照射角度などの測定条件は保たれなければならない。生体に埋め込んだデバイスに対して、測定条件を保ったまま生体外部から光を照射するには、複雑な光学系調整機構が必要となるため、一般ユーザの使用を前提とした装置には不向きである。

本発明は、上記の課題を解決するものであり、生体に埋め込まれたデバイスを用いるラマン分光法により生体内成分の濃度を、簡便に再現性良く計測する方法を提供するとともに、その方法を実現する装置を提供することを目的とする。

上記の課題を解決するために、本発明の生体内成分の濃度計測方法は、生体内に埋め込んだ金属微粒子を含んだ微粒子チップに生体外から照射光を照射し、微粒子チップで発生したラマン散乱光を検出して、生体内の成分の濃度計測をする方法であって、前記微粒子チップには、前記生体内の成分を吸着させる物質が予め固定されている測定領域と、濃度が既知である参照物質が予め固定されている参照領域とを含み、前記照射光はビームスポットの中に前記測定領域と前記参照領域の両方を含むように照射され、前記測定領域に吸着した成分からなる測定試料に起因するラマン散乱光の強度を、前記参照領域に固定されている参照試料に起因するラマン散乱光の強度を用いて補正することを特徴とする生体内成分の濃度計測方法とした。

また、本発明の生体内成分の濃度計測装置は、生体内に埋め込んだ金属微粒子を含んだ微粒子チップに生体外から照射光を照射し、微粒子チップで発生したラマン散乱光を検出して、生体内の成分の濃度計測をする装置であって、前記微粒子チップには、前記生体内の成分を吸着させる物質が予め固定されている測定領域と、濃度が既知である参照試料が予め固定されている参照領域とを含み、前記照射光はビームスポットの中に前記測定領域と前記参照領域の両方を含むように照射され、前記測定領域に吸着した成分からなる測定試料に起因するラマン散乱光の強度を、前記参照領域に固定されている参照試料に起因するラマン散乱光の強度を用いて補正する機能を備えていることを特徴とする生体内成分の濃度計測装置とした。

本発明の生体内成分の濃度計測方法および濃度計測装置によれば、位置合わせのための複雑な光学系調整機構が無くても、高い精度で再現性の良い計測ができる。

本発明の実施の形態１における生体の皮膚の断面図 本発明の実施の形態１における微粒子チップの形状を示す図 本発明の実施の形態１における微粒子チップの上面図 試料から測定されるラマンスペクトルの図 本発明の実施の形態１における計測装置の概略図 本発明の実施の形態２における微粒子チップの上面図 照射光７の位置がずれた場合の影響を説明する図 本発明の実施の形態３における計測装置の概略図

以下本発明の実施の形態について、図面を参照しながら説明する。

（実施の形態１）
図１は、本発明の実施の形態１における生体の皮膚の断面図である。生体内部２には、生体外部１に近い側から順に、表皮組織３、真皮組織４、皮下組織５がある。表皮組織３は、およそ０．２〜０．５ｍｍの厚さを有する。真皮組織４は、およそ０．５〜２ｍｍの厚さを有する。皮下組織５は主に脂肪組織から構成される。

微粒子チップ６は、真皮組織４に埋め込まれ、組織細胞間の体液である細胞間質液に浸されて保持されている。真皮組織４は複数の毛細血管を有するので、体液は当該毛細血管中の成分を含有している。特にグルコースは高い浸透性を有するので、体液のグルコース濃度は、血糖値との高い相関性を有する。

照射光７は、波長７８５ｎｍであり、ビームスポットは直径１５０μｍの円形の形状をしている。照射光７は生体外部１から微粒子チップ６に向けて照射される。照射光７は表皮組織３を透過し、真皮組織４に埋め込まれた微粒子チップ６に到達すると、微粒子チップ６により散乱され、散乱光８が発生する。散乱光８は、表皮組織３を透過し、生体外部１に伝播する。

図２は、微粒子チップ６の説明図である。微粒子チップ６は、表面に凹凸構造をもつ基板９と、基板９の表面に成膜された金属層１０からなる。図２の拡大図では、基板９の凸部により形成される微粒子１１が３×３の９個存在している領域を示しているが、微粒利チップ６に含まれる微粒子１１の数はこれより多く、例えば１０００×１０００の１００万個存在しているものでも良い。また、ｘ方向の微粒子数とｙ方向の微粒子数は同じである必要はなく、さらに、微粒子１１は周期的に配列されていなくても良い。

基板９は、１辺がおよそ１００μｍの平面、およびおよそ１００μｍの厚みを有する。基板９の材料はアクリルなどの樹脂やガラスなどであり、金属層１０を成膜する前に凹凸構造に加工される。

金属層１０は、ｚ方向に２０〜１６０ｎｍ程度の厚みを有し、ｘ方向およびｙ方向に１０〜８０ｎｍ程度の厚みを有する。金属層１０の材料は、金および金を主成分とした合金が使用される。金属層１０はスパッタや真空蒸着によって成膜される。

微粒子１１は、適当な波長を持つ光が照射されることによって局在型表面プラズモン共鳴を発生する。微粒子１１のサイズはｘ方向およびｙ方向の幅が１００〜４００ｎｍ、ｚ方向の高さが４０〜３００ｎｍ、ｘ方向およびｙ方向の再隣接微粒子とのギャップが２０〜２００ｎｍの範囲で調整することで、波長が７８５ｎｍである照射光７により局在化表面プラズモン共鳴を発生させることができる。

図２では微粒子１１は直方体構造であるが、角が丸みを持った構造であってもよい。

図１に示したように、微粒子チップ６は真皮組織４の中に埋め込まれる。生体表面から微粒子チップ６までの距離はおよそ１．５ｍｍである。

照射光７が微粒子チップ６に照射されると、微粒子１１上で局在型表面プラズモン共鳴が生じ、微粒子１１の近傍における電磁の場強度は増強される。これにより、微粒子１１の近傍（３０ｎｍ以内）に位置する成分による散乱光８は増強される。ここで、増強された散乱光８のなかで、ラマン散乱光が増強されたものを表面増強ラマン散乱光と呼ぶ。表面増強ラマン散乱光は、通常のラマン散乱光よりも１０^４〜１０^６倍以上の強度を有する。

生体成分に含まれるグルコースの量は、生体に含まれる他の成分の量よりも少ない。従って、グルコースの通常のラマン散乱光の強度は弱く、測定は困難である。しかし、微粒子チップ６により、真皮組織４中の体液に含まれるグルコースのラマン散乱光が増強され、これにより、グルコースのラマン散乱光が測定可能になる。グルコースの表面増強ラマン散乱光の強度は、グルコースの濃度に比例するため、グルコースの表面増強ラマン散乱光の強度により、グルコースの濃度が算出できる。

図３は、微粒子チップ６の上面図である。微粒子チップ６の上面には図２で示したように微粒子１１が多数存在している。図３に示すように、微粒子チップ６の上面は測定領域１２と参照領域１３が設けられる。

測定領域１２には、体液に含まれるグルコースを吸着させる物質を予め固定しておく。これにより、測定領域１２の測定試料１４としてグルコースが、体液のグルコース濃度に応じた量だけ吸着する。

参照領域１３には、体液に浸していても安定な参照試料１５を、予め所定の濃度で固定しておく。

照射光７のビームスポットは、微粒子チップ６よりも大きい。そのため、照射光７は、測定試料１４および参照試料１５の両方のラマン散乱光を同時に発生させることができる。

ラマン散乱光は、照射光７の波長に対応するエネルギーから、試料に固有の振動順位もしくは回転順位のエネルギー差分だけシフトしたエネルギーに対応する波長をもつ。ラマン散乱におけるエネルギーのシフト量は一般的に波数ｋによって表される。そのため、光のエネルギーも波数ｋで表現すると都合が良く、波長λと波数ｋとの関係は以下の式で与えられる。

ｋ（ｃｍ^−１）＝１０^７／λ（ｎｍ）
７８５ｎｍの波長λを波数ｋに換算すると１２７３９（ｃｍ^−１）になる。グルコース特有のエネルギーのシフト量の１つは波数で表現すると１１２０（ｃｍ^−１）である。よって、ラマン散乱光の波数は、１２７３９（ｃｍ^−１）−１１２０（ｃｍ^−１）＝１１６１９（ｃｍ^−１）である。１１６１９（ｃｍ^−１）を波長に換算すると８６０．７ｎｍである。

なお、グルコース特有のエネルギーのシフト量は複数あり、ラマン散乱光には複数の波長成分が含まれる。

図４は、試料に波長７８５ｎｍの照射光７を照射することにより測定されるラマンスペクトルの一部である。

図４（ａ）は測定試料１４のラマンスペクトルであり、参照領域１３が無い微粒子チップを測定することにより得ることが出来る。測定試料１４のラマンスペクトルは波長λ１およびλ３にピークをもち、それぞれの波長における信号強度はＡ１およびＡ３である。ここで、信号強度は測定試料１４の濃度に比例するが、信号強度Ａ１またはＡ３のみから測定試料１４の濃度を決定することは困難である。なぜならば、生体内部２の真皮組織４に埋め込まれた微粒子チップ６からのラマン散乱光を生体外部１で測定する場合、表皮組織３での減衰や生体表面での散乱などの影響が無視できず、それらの影響は測定場所もしくは測定日時によって大きく変化するからである。

図４（ｂ）は参照試料１５のラマンスペクトルであり、測定領域１２が無い微粒子チップを測定することにより得ることが出来る。参照試料１５のラマンスペクトルは波長λ２およびλ４にピークをもち、それぞれの波長における信号強度はＢ２およびＢ４である。参照試料１５の濃度は既知である。そのため、信号強度Ｂ２またはＢ４から、表皮組織３での減衰や生体表面での散乱などの影響が算出できる。すなわち、測定試料１４のラマン散乱光の強度に対して、参照試料１５のラマン散乱光の強度により定まる補正を実施することで、測定試料１４の濃度を決定することが理想的には可能である。

しかし、上記の方法を実施するためには測定試料１４のラマン散乱強度の測定条件と参照試料１５のラマン散乱強度の測定条件が同等であることが必要となり、実現は困難である。例えば、参照領域１３が無い微粒子チップで測定試料１４のラマン散乱光の強度測定をおこなった後に、測定領域１２が無い微粒子チップで参照試料１５のラマン散乱光の強度測定をおこなう場合、２つの異なる微粒子チップに照射光７を照射するために照射位置を変える必要があるが、その際、照射角度などの測定条件は保たれなければならない。生体内部２に埋め込まれた２つの異なる微粒子チップに向けて、測定条件を保ったままで、生体外部１から照射光７を照射するには、複雑な光学系調整機構が必要となるため、一般ユーザの使用を前提とした装置には不向きである。

図４（ｃ）は測定試料１４と参照試料１５の両方から得られるラマンスペクトルであり、図３に示した微粒子チップ６を測定することにより得ることが出来る。測定試料１４と参照試料１５の両方から得られるラマンスペクトルは、測定試料１４もしくは参照試料１５を独立に測定したラマンスペクトルで現れたピーク波長である、λ１、λ２、λ３およびλ４にピークを持つ。それぞれの波長における信号強度はＣ１、Ｃ２、Ｃ３およびＣ４である。ここで、波長λ１およびλ３のピークは測定試料１４に起因するものであり、信号強度Ｃ１およびＣ３は測定試料１４の濃度に比例する。また、波長λ２およびλ４のピークは参照試料１５に起因するものであり、信号強度Ｃ２およびＣ４は参照試料１５の濃度に比例する。

図４（ｃ）のラマンスペクトルは、微粒子チップ６よりも大きいビームスポットを持つ照射光７を測定領域１２および参照領域１３の両方に照射することで、同じ測定条件による測定試料１４および参照試料１５のラマンスペクトルを重ね合わせたものとなっている。すなわち、測定試料１４に起因するラマン散乱光の強度Ｃ１またはＣ３に対して、参照試料１５に起因するラマン散乱光の強度Ｃ２またはＣ４により定まる補正を実施することで、複雑な光学系調整機構を用いなくても、測定試料１４の濃度を決定することが可能となる。

図４（ｃ）において、測定試料１４に起因するピーク波長λ１と参照試料１５に起因するピーク波長λ２は波長が離れており、互いの信号強度の重なりは小さい。この場合、信号強度Ｃ１から測定試料１４の濃度を決定するための補正方法は、信号強度Ｃ２により容易に定められる。例えば、Ｃ１の値をＣ２の値で除算すれば良い。

一方、測定試料１４に起因するピーク波長λ３と参照試料１５に起因するピーク波長λ４は波長が接近しており、互いの信号強度が大きく重なり合っている。そのため、波長λ３での信号強度Ｃ３は測定試料１４の濃度だけでなく参照試料１５の濃度にも影響をうける。同様に、波長λ４での信号強度Ｃ４は参照試料１５の濃度だけでなく測定試料１４の濃度にも影響をうける。この場合、信号強度Ｃ３から測定試料１４の濃度を決定するための補正方法を定めるのは難しくなる。例えば、Ｃ２、Ｃ３、Ｃ４の３つの値を用いた複雑な演算が必要になる。

以上の説明で明らかなように、測定試料１４のラマンスペクトルのピーク波長と参照試料１５のラマンスペクトルのピーク波長とが、互いの信号強度が大きく重ならない程度に離れている場合は、測定試料１４に起因する１つの波長と参照試料１５に起因する１つの波長の２波長の信号強度が得られれば、測定試料１４の濃度が決定できる。そうでない場合でも、３波長以上の信号強度が得られれば、測定試料１４の濃度が決定できる場合がある。

図５は、本発明の実施の形態１における計測装置の概略図である。計測装置は生体外部１で使用する測定器２１と生体内部２に埋め込まれる微粒子チップ６からなる。生体内部２における微粒子チップ６の埋め込み位置は図１で示したとおりである。

測定器２１は照射光７を微粒子チップ６へ照射する照射部２３と、微粒子チップ６から発生する散乱光８を平行光にするレンズ２４と、散乱光８なかで照射光７と同じ波長をもつレイリー散乱光や迷光を除去するノッチフィルター２５と、散乱光８の一部を反射するハーフミラー２６と、ハーフミラー２６を透過した散乱光８を反射するミラー２７と、ハーフミラー２６で反射された散乱光８から所定の波長の光のみを透過させるバンドパスフィルター２８、集光するレンズ２９、フォトディテクター３０と、ミラー２７で反射された散乱光８から所定の波長の光のみを透過させるバンドパスフィルター３１、集光するレンズ３２、フォトディテクター３３の光学部品を備えており、加えて、照射部２３を含め測定器２１全体の動作を制御する制御部２２と、フォトディテクター３０およびフォトディテクター３３からの得られた信号強度を用いて微粒子チップ６の測定領域１２上に吸着した測定試料１４の濃度を算出する強度補正部３４と、算出された濃度もしくは濃度から計算される血糖値のような値を表示する表示部３５を備えている。

図５により本発明の濃度計測方法を説明する。まず、制御部２２からの電気信号による命令が照射部２３に転送されると、照射部２３から波長７８５ｎｍであり、強度が１０μＷである照射光７が生体内部２に埋め込まれた微粒子チップ６に向けて照射される。照射光７が微粒子チップ６に照射されることにより散乱光８が発生する。

散乱光８の一部は生体外部１の測定器２１内に伝播し、レンズ２４によって平行光となり、平行光となった散乱光８は、ノッチフィルター２５で照射光７と同じ波長の光が除去された後、一部はハーフミラー２６によって反射され、残りはミラー２７によって反射される。

ハーフミラー２６で反射された散乱光８は、バンドパスフィルター２８によって所定の波長の光のみを透過し、レンズ２９によってフォトディテクター３０上に集光され、光の強度が電気信号に変換される。また、ミラー２７で反射された散乱光８は、バンドパスフィルター３１によって所定の波長の光のみを透過し、レンズ３２によってフォトディテクター３３上に集光され、光の強度が電気信号に変換される。この際、バンドパスフィルター２８は測定試料１４に起因するラマン散乱光のピーク波長の光を透過することで、フォトディテクター３０では測定試料１４の濃度に対応した電気信号が得られ、バンドパスフィルター３１は参照試料１５に起因するラマン散乱光のピーク波長の光を透過することで、フォトディテクター３３では参照試料１５の濃度に対応した電気信号が得られる。

フォトディテクター３０およびフォトディテクター３３のそれぞれで得られた電気信号は強度補正部３４に転送される。強度補正部３４では、測定試料１４の濃度に対応した電気信号を、参照試料１５の濃度に対応した電気信号により定まる補正を実施することで測定試料１４の濃度を算出する。表示部３５では、強度補正部３４で算出された測定試料１４の濃度もしくは濃度から計算される血糖値のような値を表示する。

以上の説明で明らかなように、本発明の実施の形態１における計測装置によれば、測定領域１２と参照領域１３が設けられた微粒子チップ６に、測定領域１２と参照領域１３を含むビームスポットをもつ照射光７を照射することにより、測定試料１４に起因するラマン散乱光の強度と参照試料１５に起因するラマン散乱光の強度を同じ測定条件で測定することができる。これにより、計測器２２に複雑な光学系調整機構を用いなくても、測定試料１４の濃度を決定することが可能となる。

なお、測定試料１４をグルコースとして体液の血糖値をより正確に計算する場合、事前に血液採取など別の方法による血糖値測定と、本発明で開示した皮下に埋め込んだ微粒子チップによるラマン分光法による計測とを同時に実施して装置の校正をしておけばよい。以後は、ラマン分光法によりグルコース濃度の変化率を調べることで、血液採取などの負担無く血糖値を知ることができる。

（実施の形態２）
図６は、本発明の実施の形態２における微粒子チップ６の上面図である。なお、図６において、図３と同じ構成については同じ符号を付し、説明を省略する。微粒子チップ６の上面には図２で示したように微粒子１１が多数存在している。図６に示すように、実施の形態２における微粒子チップ６の上面は測定領域１２と参照領域１３が多数設けられており、それぞれが微粒子チップ６の上面で交互に配置されている。

図７は、微粒子チップ６に照射する照射光７の中心部位置が微粒子チップ６の中心からずれた場合に、照射光７のビームスポットに含まれる測定領域１２の面積と参照領域１３の面積との差に変化が生じることを示している。

図７（ａ）は、図３で説明した実施の形態１における微粒子チップ６を用いた場合に、照射光７の中心部位置が微粒子チップ６の中心からずれると、照射光７のビームスポットに含まれる測定領域１２の面積と参照領域１３の面積との差の変化が大きいことを示している。

図７（ｂ）は、図６で説明した本実施の形態における微粒子チップ６を用いた場合に、照射光７の中心部位置が微粒子チップ６の中心からずれると、照射光７のビームスポットに含まれる測定領域１２の面積の合計と参照領域１３の面積の合計との差の変化が小さいことを示している。

照射光７の中心部位置が微粒子チップ６の中心からずれたときに、照射光７のビームスポットに含まれる測定領域１２の面積の合計と参照領域１３の面積の合計との差の変化が小さいということは、測定試料１４により発生するラマン散乱光の強度と参照試料１５により発生するラマン散乱光の強度の比の変化も小さいということであり、照射光７の位置ずれによる測定精度の悪化を防ぐことができる。

以上の説明で明らかなように、本発明の実施の形態２における微粒子チップ６によれば、測定領域１２と参照領域１３が多数設けられており、それぞれが微粒子チップ６の上面で交互に配置されることによって、照射光７の位置ずれによる測定精度の悪化を防ぐことができる。

なお、本実施の形態の微粒子チップ６では測定領域１２と参照領域１３はそれぞれ８箇所配置されているが、２箇所以上あれば効果は得られる。また、測定領域１２と参照領域１３の数は同じでなくても良い。

(実施の形態３）
図８は、本発明の実施の形態３における計測装置の概略図である。なお、図８において、図５と同じ構成については同じ符号を付し、説明を省略する。回転ステージ３６は制御部２２からの命令によって、測定器２１全体に対する照射部２３の傾きを変えるものである。これにより、微粒子チップ６に対する測定器２１の傾きが変化した場合も、微粒子チップ６と照射部２３の傾きを最適な状態に保つことができる。

本発明にかかるラマン分光法による生体内成分の濃度計測方法および濃度計測装置は、複数試料のラマン散乱光の強度を同じ条件で測定でき、生体内の成分の濃度を計測する方法および装置として有用である。

１ 生体外部
２ 生体内部
３ 表皮組織
４ 真皮組織
５ 皮下組織
６ 微粒子チップ
７ 照射光
８ 散乱光
９ 基板
１０ 金属層
１１ 微粒子
１２ 測定領域
１３ 参照領域
１４ 測定試料
１５ 参照試料
２１ 測定器
２２ 制御部
２３ 照射部
２４ レンズ
２５ ノッチフィルター
２６ ハーフミラー
２７ ミラー
２８ バンドパスフィルター
２９ レンズ
３０ フォトディテクター
３１ バンドパスフィルター
３２ レンズ
３３ フォトディテクター
３４ 強度補正部
３５ 表示部
３６ 回転ステージ

Claims (10)

1. 生体内に埋め込んだ金属微粒子を含んだ微粒子チップに生体外から照射光を照射し、微粒子チップで発生したラマン散乱光を検出して、生体内の成分の濃度計測をする方法であって、
   前記微粒子チップには、前記生体内の成分を吸着させる物質が予め固定されている測定領域と、濃度が既知である参照試料が予め固定されている参照領域とを含み、前記照射光はビームスポットの中に前記測定領域と前記参照領域の両方を含むように照射され、
   前記測定領域に吸着した成分からなる測定試料に起因するラマン散乱光の強度を、前記参照領域に固定されている参照試料に起因するラマン散乱光の強度を用いて補正することを特徴とする生体内成分の濃度計測方法。
2. 前記照射光、前記測定試料に起因するラマン散乱光もしくは前記参照試料に起因するラマン散乱光のうち、少なくとも１つの波長が、前記金属微粒子による局在型表面プラズモン共鳴波長の近傍に設定されることを特徴とする請求項１に記載の生体内成分の濃度計測方法。
3. 前記照射光のビームスポットが、前記微粒子チップのサイズよりも大きいことを特徴とする請求項１または請求項２に記載の生体内成分の濃度計測方法。
4. 前記微粒子チップに含まれる、前記測定領域および前記参照領域のうち少なくとも一方が２つ以上あり、前期測定領域および前期参照領域は前記微粒子チップ上の面に交互に配置されることを特徴とする請求項１から請求項３のいずれかに記載の生体内成分の濃度計測方法。
5. 前記照射光の照射角度を調整する工程を有することを特徴とする請求項１から請求項４のいずれかに記載の生体内成分の濃度計測方法。
6. 生体内に埋め込んだ金属微粒子を含んだ微粒子チップに生体外から照射光を照射し、微粒子チップで発生したラマン散乱光を検出して、生体内の成分の濃度計測をする装置であって、
   前記微粒子チップには、前記生体内の成分を吸着させる物質が予め固定されている測定領域と、濃度が既知である参照試料が予め固定されている参照領域とを含み、前記照射光はビームスポットの中に前記測定領域と前記参照領域の両方を含むように照射され、
   前記測定領域に吸着した成分からなる測定試料に起因するラマン散乱光の強度を、前記参照領域に固定されている参照試料に起因するラマン散乱光の強度を用いて補正する機能を備えていることを特徴とする生体内成分の濃度計測装置。
7. 前記照射光、前記測定試料に起因するラマン散乱光もしくは前記参照試料に起因するラマン散乱光のうち、少なくとも１つの波長が、前記金属微粒子による局在型表面プラズモン共鳴波長の近傍に設定されることを特徴とする請求項６に記載の生体内成分の濃度計測装置。
8. 前記照射光のビームスポットが、前記微粒子チップのサイズよりも大きいことを特徴とする請求項６または請求項７に記載の生体内成分の濃度計測装置。
9. 前記微粒子チップに含まれる、前記測定領域および前記参照領域のうち少なくとも一方が２つ以上あり、前期測定領域および前期参照領域は前記微粒子チップ上の面に交互に配置されることを特徴とする請求項６から請求項８のいずれかに記載の生体内成分の濃度計測装置。
10. 前記照射光の照射角度を調整する機構を有することを特徴とする請求項６から請求項９のいずれかに記載の生体内成分の濃度計測装置。