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WO2023191083A1 - 量子断層撮影装置 - Google Patents

量子断層撮影装置 Download PDF

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WO2023191083A1
WO2023191083A1 PCT/JP2023/013663 JP2023013663W WO2023191083A1 WO 2023191083 A1 WO2023191083 A1 WO 2023191083A1 JP 2023013663 W JP2023013663 W JP 2023013663W WO 2023191083 A1 WO2023191083 A1 WO 2023191083A1
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WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
light pulse
pulse
sample
quantum
image information
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Ceased
Application number
PCT/JP2023/013663
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
修一郎 井上
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Nihon University
Original Assignee
Nihon University
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Nihon University filed Critical Nihon University
Priority to JP2024512931A priority Critical patent/JPWO2023191083A1/ja
Publication of WO2023191083A1 publication Critical patent/WO2023191083A1/ja
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Ceased legal-status Critical Current

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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B10/00—Instruments for taking body samples for diagnostic purposes; Other methods or instruments for diagnosis, e.g. for vaccination diagnosis, sex determination or ovulation-period determination; Throat striking implements
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01B—MEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
    • G01B11/00—Measuring arrangements characterised by the use of optical techniques
    • G01B11/24—Measuring arrangements characterised by the use of optical techniques for measuring contours or curvatures
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01J—MEASUREMENT OF INTENSITY, VELOCITY, SPECTRAL CONTENT, POLARISATION, PHASE OR PULSE CHARACTERISTICS OF INFRARED, VISIBLE OR ULTRAVIOLET LIGHT; COLORIMETRY; RADIATION PYROMETRY
    • G01J11/00—Measuring the characteristics of individual optical pulses or of optical pulse trains
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated

Definitions

  • the present disclosure relates to a quantum tomography device.
  • OCT optical coherence tomography
  • a biological sample is irradiated with light with a low degree of interference, and a tomographic image is acquired by the interference between the reflected light from inside the living body and a reference light.
  • a tomographic image is acquired by the interference between the reflected light from inside the living body and a reference light.
  • OCT is widely used for biological tomography such as the retina of the eye.
  • a tomographic image is acquired by irradiating light onto an observation object and causing reflected light from inside the observation object to interfere with reference light.
  • Patent Document 1 discloses that in the OCT imaging unit of the OCT device, low coherent light is divided into measurement light and reference light, measurement light is irradiated onto the subject's eye to obtain reflected light, and reference light is directed to a reference mirror. These reflected lights (measurement light and reference light) are combined using a fiber coupler, the combined light (interference light) is separated using a spectrometer, and a line sensor separates each wavelength. It describes measuring the intensity information of (see Patent Document 1). Further, Patent Document 2 describes that the imaging device is a device for quantum tomography (see Patent Document 2).
  • Patent Document 3 describes a correlated superconductor single flux quantum analog-to-digital converter using a quantum pulse gate, but there is no description of its application to quantum tomography (see Patent Document 3). ).
  • the above Patent Documents 1 to 3 do not solve the conventional problems as described above.
  • the above-mentioned issues related to biological tomography can be considered to be similar to issues related to non-living samples, and it is difficult to detect not only the reflected light from the sample but also the Raman scattered light from the sample.
  • a similar problem can be considered when photographing the compositional distribution (distribution of proteins, lipids, etc.) of a sample.
  • the present disclosure has been made in consideration of such circumstances, and an object of the present disclosure is to provide a quantum tomography apparatus that can expand the depth of imaging and obtain images with high contrast (high S/N ratio).
  • the task is to
  • One aspect is a quantum tomography apparatus that acquires desired image information on a sample using an optical element having quantum pulse gate characteristics, the light source section outputting a probe light pulse and a pump light pulse; an optical circulator that irradiates the sample with a light pulse and obtains a corresponding light pulse; a delay section that delays the pump light pulse; and a waveform shaping section that shapes the waveform of the pump light pulse; a pump light pulse generation unit that generates the result of the delay and the waveform shaping as a pump light pulse; and the light pulse obtained by the optical circulator and the pump light pulse generated by the pump light pulse generation unit.
  • a combining unit that generates these combined optical pulses; and inputting the combined optical pulse obtained by the combining unit to the optical element, and using the quantum pulse gate characteristic of the optical element to generate the combined optical pulse.
  • a frequency up-converting unit that outputs an up-converted signal light pulse that is a result of up-converting the frequency of a desired signal light pulse included in a combined light pulse; and the up-converted signal output from the frequency up-converting unit.
  • FIG. 1 is a diagram showing a schematic configuration of a quantum tomography apparatus according to an embodiment.
  • FIG. 1 is a diagram showing an example of a specific configuration of a quantum tomography apparatus according to an embodiment.
  • FIG. 3 is a diagram for explaining an example of time resolution measurement using a quantum pulse gate according to an embodiment.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating a schematic example of input and output of a quantum pulse gate according to an embodiment.
  • FIG. 1 is a diagram showing an example of a specific configuration of a quantum tomography apparatus according to an embodiment.
  • FIG. 1 is a diagram showing an example of a specific configuration of a quantum tomography apparatus according to an embodiment.
  • a light pulse is usually used, and the time until the reflected light pulse returns is measured based on the time when the light pulse is irradiated.
  • the accuracy of time measurement until the reflected light pulse returns is determined by the time width of the light pulse used for measurement and the time jitter of the photodetector (time resolution in photodetection). It's decided.
  • this embodiment utilizes frequency upconversion for photodetection.
  • Frequency upconversion converts the frequency of the reflected light pulse to a higher frequency by a second-order nonlinear optical process.
  • the reflected light pulse and the pump light pulse are simultaneously incident on a secondary nonlinear optical crystal (nonlinear element) to generate a third, higher frequency light pulse in which the two pulses are combined.
  • the reflected light pulses returning from different depths inside the biological sample are frequency up-converted and detected. do.
  • the resolution of time-resolved measurement is determined not by the time jitter of the photodetector but by the time width of the reflected light pulse. From the time delay of the pump light pulse, information about where the detected light pulse is reflected inside the sample can be obtained, and from this information a tomographic image of the sample can be obtained.
  • a quantum pulse gate (QPG) is used.
  • Normal frequency up conversion is a multimode conversion process that converts a large number of frequency-time modes that satisfy the phase matching condition (the conditions of energy conservation and momentum conservation required for frequency conversion).
  • the phase matching condition the conditions of energy conservation and momentum conservation required for frequency conversion.
  • the signal light pulse that is reflected once and returned by such a QPG is separated from the noise light pulse that returns with its wavefront, phase, polarization, and pulse width changed due to multiple reflections.
  • the frequency-time mode of the optical pulse reflected from inside the living body is investigated in detail by computer simulation.
  • Full-vector electromagnetic field simulation using a numerical inverse Laplace transform method and a difference method is used to analyze light pulses reflected from inside a living body (single reflection and multiple reflections from different depths). At that time, we perform fully parallel calculations that do not require data communication during the calculation process, and analyze frequency-time responses with ultra-high speed and high accuracy.
  • the waveform of the pump light pulse is shaped based on the results of such simulation, and multiple reflected light is removed by QPG. Furthermore, a single photon detector is used for photodetection of QPG. This makes it possible to detect weak light at the single photon level that is reflected from deep within the biological sample. Furthermore, even for samples whose biological functions change due to strong light irradiation, the original biological functions can be observed by irradiating them with weak light.
  • the reflected light pulse also includes multiple reflected light that is multiple reflected (scattered) and returns at the same time as the signal light pulse. Furthermore, it is impossible to separate and measure the signal light pulse and the multiple reflected light. Therefore, in this embodiment, the waveform of the signal light pulse is predicted by removing the multiple reflection (scattering) component by electromagnetic field simulation. This also applies to the description of the embodiments below.
  • FIG. 1 is a diagram showing a schematic configuration of a quantum tomography apparatus according to an embodiment.
  • the quantum tomography apparatus 1 uses an optical element having quantum pulse gate characteristics to acquire tomographic image information at a desired depth in a biological sample.
  • the quantum tomography apparatus 1 includes a laser 10, a probe light pulse irradiation section 11, a branching section 12, an optical circulator 13, a pump light pulse generation section 14, a combining section 15, a frequency upward conversion section 16, and a single unit. It includes a one-photon detector 17 and an information processing section 18.
  • the information processing section 18 includes a first computer 31, which is an example of a first information processing section, and a second computer 32, which is an example of a second information processing section.
  • the process performed by the first computer 31 and the process performed by the second computer 32 will be described as separate processes, but these processes may be performed, for example, by a common process. It may also be executed by a computer. That is, the first computer 31 and the second computer 32 may be configured as a common computer. Further, the processing performed by the first computer 31 and the processing performed by the second computer 32 may be distributed among three or more computers, for example. In this way, the functions of the information processing section 18 may be configured as one unit, or may be configured as two processing sections (first information processing section, second information processing section), for example. Alternatively, it may be configured as three or more processing units.
  • Laser 10 emits laser light pulses.
  • the branching unit 12 branches the laser light pulse emitted from the laser 10 into two branched laser light pulses.
  • the probe light pulse irradiation section 11 irradiates a probe light pulse.
  • the probe light pulse irradiation section 11 generates a probe light pulse by passing one of the branched laser light pulses branched by the branching section 12 through a frequency filter (wavelength filter).
  • the optical circulator 13 irradiates the biological sample with the probe light pulse irradiated by the probe light pulse irradiation unit 11 and obtains the reflected light pulse.
  • the pump light pulse generation section 14 generates a pump light pulse by passing the other branched laser light pulse branched by the branching section 12 through a frequency filter (wavelength filter).
  • a frequency filter wavelength filter
  • the frequency characteristics of the frequency filter are different from those of the frequency filter of the probe light pulse irradiation section 11. That is, the probe light pulse and the pump light pulse have different wavelengths.
  • the pump light pulse before being delayed and waveform shaped is also referred to as a pump light pulse.
  • the pump light pulse generation unit 14 includes a delay unit that delays the pump light pulse (pump light pulse) generated from the other branched laser light pulse branched by the branching unit 12, and a delay unit that delays the pump light pulse (pump light pulse) generated from the other branched laser light pulse branched by the branching unit It has a waveform shaping section that shapes the waveform of the optical pulse (optical pulse), and generates the result of the delay and waveform shaping as a pump light pulse.
  • the combining unit 15 combines the reflected light pulse acquired by the optical circulator 13 and the pump light pulse generated by the pump light pulse generation unit 14 to generate a combined light pulse.
  • the frequency upward conversion unit 16 inputs the combined optical pulse obtained by the combining unit 15 to the optical element, and uses the quantum pulse gate characteristic of the optical element to increase the frequency of the desired signal optical pulse included in the combined optical pulse.
  • the up-converted signal light pulse which is the result of the conversion, is output.
  • the single photon detector 17 detects the up-converted signal light pulse output from the frequency up-conversion section 16 .
  • the first computer 31 is configured using an FPGA (Field Programmable Gate Array).
  • FPGA Field Programmable Gate Array
  • the FPGA acquires tomographic image information of the biological sample based on the upwardly converted signal light pulse detected by the single photon detector 17.
  • the second computer 32 is configured using, for example, a so-called personal computer.
  • the second computer 32 has a function of controlling the FPGA (for example, starting the FPGA, setting delay time and waveform shaping information), and a function of converting data sent from the FPGA into an image. In this way, the second computer 32 creates a tomographic image based on the data sent from the FPGA.
  • the information processing unit 18 controls the delay by the delay unit and the waveform shaping by the waveform shaping unit so that tomographic image information at a desired depth in the biological sample is obtained, and the depth in the biological sample is controlled depending on the magnitude of the delay.
  • it also uses waveform shaping to generate pump light pulses that correspond to the reflected light pulse waveform at each depth in the biological sample. Get image information.
  • FIG. 2 is a diagram showing an example of a specific configuration of the quantum tomography apparatus 101 according to the embodiment.
  • the quantum tomography apparatus 101 is a specific configuration example of the quantum tomography apparatus 1 shown in FIG.
  • the quantum tomography apparatus 101 includes a light source section 111, an optical circulator 112, an objective lens 113, a biological sample 114, a coupler 115, a frequency upward conversion module 116, a single photon detector 117, and a programmable optical delay device. 131, a programmable optical filter 132, an information processing section 141, and a stage 153.
  • the light source section 111 includes a laser 211, a branching section 212, a wavelength filter 213, and a wavelength filter 214.
  • the information processing unit 141 includes an FPGA 151 and an information processing device 152.
  • the information processing device 152 may be, for example, a so-called personal computer.
  • coupler 115, frequency upconversion module 116, single photon detector 117, and information processing section 141 respectively include the laser 10, branching section 12, and probe light pulse irradiation shown in FIG. section 11, optical circulator 13, pump light pulse generation section 14, synthesis section 15, frequency upward conversion section 16, single photon detector 17, and information processing section 18 (first computer 31, second computer 32).
  • the laser 211 is a mode-locked femtosecond pulse laser in this embodiment.
  • Laser 211 emits laser light pulses.
  • the branching unit 212 branches the light pulse (laser light pulse) irradiated from the laser 211 into two light pulses (branched laser light pulses).
  • the wavelength filter 213 filters one branched laser light pulse and outputs it to the optical circulator 112 via an optical fiber (for example, a dispersion shifted fiber).
  • a 1540 nm probe light pulse P1 is input to the optical circulator 112.
  • the optical circulator 112 irradiates the biological sample 114 with a probe light pulse (probe light pulse P1) and obtains the reflected light pulse P3.
  • a probe light pulse P1 from an optical circulator 112 is irradiated onto a biological sample 114 via an optical fiber (for example, a dispersion shifted fiber) and an objective lens 113. Then, the reflected light pulse P3 from the biological sample 114 returns to the optical circulator 112 via the objective lens 113 and the optical fiber, and is then output to the coupler 115 via the optical fiber.
  • an optical fiber for example, a dispersion shifted fiber
  • the wavelength filter 214 filters the other branched laser light pulse and outputs it to the programmable optical delay device 131 via an optical fiber (for example, a dispersion shifted fiber).
  • an optical fiber for example, a dispersion shifted fiber.
  • a 1565 nm pump light pulse is input to the programmable optical delay device 131.
  • the programmable optical delay device 131 (an example of a delay section) provides a delay to the pump light pulse P11.
  • the programmable optical delay device 131 outputs the delayed pump light pulse to the programmable optical filter 132 via an optical fiber (for example, a dispersion shifted fiber).
  • the programmable optical filter 132 (an example of a waveform shaping section) is configured using a waveform shaping device that shapes a waveform.
  • the programmable optical filter 132 shapes the waveform of the delayed pump light pulse.
  • the programmable optical filter 132 outputs the delayed and waveform-shaped pump light pulse P12 to the coupler 115 via an optical fiber (for example, a dispersion shifted fiber).
  • the pump light pulse generation section (programmable optical delay device 131 and programmable optical filter 132) generates the result of delay and waveform shaping performed on the pump light pulse P11 as the pump light pulse P12.
  • waveform shaping is performed after giving a delay to the pump light pulse
  • a delay is given after giving waveform shaping to the pump light pulse.
  • a configuration may be used that simultaneously delays and shapes the pump light pulse.
  • the coupler 115 combines the reflected light pulse P3 acquired by the optical circulator 112 and the pump light pulse P12 generated by the pump light pulse generation section to generate a combined light pulse.
  • the frequency upward conversion module 116 has a function of SFG (Sum Frequency Generation).
  • the frequency upward conversion module 116 inputs the combined optical pulse obtained by the coupler 115 to an optical element, and uses the quantum pulse gate characteristic of the optical element to convert a predetermined signal optical pulse (desired
  • the up-converted signal light pulse P21 which is the result of up-converting the frequency of the signal light pulse
  • the upwardly converted signal light pulse P21 is input to the single photon detector 117.
  • the single photon detector 117 detects the up-converted signal light pulse P21 output from the frequency up-conversion module 116. Single photon detector 117 outputs the detection result to FPGA 151.
  • the information processing unit 141 uses the FPGA 151 and the information processing device 152 to perform predetermined information processing.
  • the FPGA 151 has a function of controlling the optical system, and the information processing device 152 performs comprehensive control including control of the FPGA 151 and generation of tomographic images.
  • the information processing unit 141 arbitrary functions may be determined as the functions of the FPGA 151 and the functions of the information processing device 152, respectively.
  • the manner in which each function is distributed to a plurality of devices is as follows. It may be arbitrary.
  • the information processing unit 141 is composed of a plurality of devices (in the example of FIG. 2, the FPGA 151 and the information processing device 152), but as another configuration example, the information processing unit 141 is It may also be configured as an integrated device.
  • the information processing unit 141 acquires tomographic image information of the biological sample 114 based on the upwardly converted signal light pulse P21 detected by the single photon detector 117.
  • the information processing unit 141 controls the delay by the delay unit (programmable optical delay device 131) and the waveform shaping by the waveform shaping unit (programmable optical filter 132) so that tomographic image information at a desired depth in the biological sample 114 is obtained. do.
  • the information processing unit 141 can acquire (measure) tomographic image information by temporally decomposing it for each depth in the biological sample 114 according to the magnitude of the delay, and also can acquire (measure) tomographic image information in the biological sample 114 by waveform shaping.
  • a pump light pulse corresponding to the reflected light pulse waveform for each depth is generated and tomographic image information is acquired.
  • the information processing unit 141 can control the programmable optical delay device 131 to variably set the delay time given to the pump light pulse by the programmable optical delay device 131.
  • the information processing unit 141 can control the programmable optical filter 132 to variably set the waveform shaping mode performed on the pump light pulse by the programmable optical filter 132.
  • the information processing unit 141 can control the stage 153 to variably change the position of the stage 153.
  • the stage 153 is, for example, an xyz stage that can move along each coordinate (x, y, z) of an xyz orthogonal coordinate system that is a three-dimensional orthogonal coordinate system.
  • the relationship (relative position) between the irradiation position of the probe light pulse P1 irradiated from the objective lens 113 to the biological sample 114 and the position of the biological sample 114 can be determined in each three-dimensional direction. It is possible to adjust (x, y, z).
  • the direction of the distance between the objective lens 113 and the stage 153 is the z direction, and the xy plane (the plane where the biological sample 114 is placed on the stage 153) perpendicular to the z direction ( There is a plane consisting of the y direction).
  • the stage 153 for example, an xy stage that can move along each coordinate (x, y) of an xy orthogonal coordinate system, which is a two-dimensional orthogonal coordinate system, may be used.
  • the quantum tomography apparatus 1 uses an optical element having quantum pulse gate characteristics (an optical element constituting the frequency upward conversion module 116) to create a tomography at a desired depth in the biological sample 114. Get image information.
  • an optical system is used to perform tomography of a biological sample.
  • a mode-locked pulse laser with a wavelength band of 1550 nm and a pulse width ⁇ 100 femtoseconds is used to generate the light pulses and pump light pulses to irradiate the sample.
  • the wavelength of the laser need not be, but may be.
  • pulse spread can be suppressed and a resolution of about 15 ⁇ m in the sample depth direction can be obtained.
  • a biological probe for example, a wavelength of 1,600 to 1,700 nm, which is less absorbed by lipids or water, is a preferable example.
  • the mid-infrared region 3000 to 4000 nm
  • the longer the wavelength the less scattering, but the more absorption by water.
  • An objective lens is used to irradiate the sample with a light pulse (spatial resolution ⁇ 5 ⁇ m), and the sample is swept by an xyz stage.
  • the reflected light pulse from the sample is sent to the fiber coupler by an optical circulator.
  • a time delay is given to the pump light pulse by an optical delay device, and the waveform is shaped by an optical filter.
  • the reflected light pulse and pump light pulse are combined by a fiber coupler and sent to the frequency up conversion module.
  • the frequency of the reflected light pulse is up-converted to a wavelength of 775.5 nm, and detected by a single photon detector 117 (SPCM: detection efficiency ⁇ 85% at 700 nm, dark coefficient: 100 counts/sec) using a silicon avalanche photodiode.
  • SPCM detection efficiency ⁇ 85% at 700 nm, dark coefficient: 100 counts/sec
  • a photon counter built into the FPGA 151 is used.
  • the FPGA 151 controls the optical delay device, waveform shaper, xyz stage for sample scanning, and acquires data from the single photon detector.
  • a tomographic image of the sample is constructed from the time delay of the pump light pulse and the photon detection results.
  • a periodically poled lithium niobate waveguide (PPLN-WG) with a length of 10 mm is used for second harmonic generation that converts into optical pulses with a wavelength of 775.5 nm.
  • PPLN-WG the group velocities of the signal light pulse and the pump light pulse are almost the same by setting the wavelength of the probe light pulse to 1565 nm and the wavelength of the pump light pulse to 1540 nm.
  • electromagnetic field analysis is performed by computer simulation to optimize QPG, and based on the results, waveform shaping of the pump light pulse and evaluation of QPG are performed.
  • FIG. 3 is a diagram for explaining an example of time resolution measurement using the quantum pulse gate according to the embodiment.
  • FIG. 3 shows a quantum pulse gate 311, a biological sample 331, and a single photon detector 312.
  • the quantum pulse gate 311 is a function of the frequency up-conversion module 116 shown in FIG.
  • the biological sample 331 is an example of the biological sample 114 shown in FIG.
  • the single photon detector 312 is an example of the single photon detector 117 shown in FIG. 2.
  • FIG. 3 shows an example of reflective surfaces d1, d2, and d3 of a biological sample 331. These reflective surfaces d1, d2, and d3 are examples for explanation and are not limited thereto.
  • the reflective surface d1 is the surface of the biological sample 331 (the surface to which the probe light pulse P101 is irradiated).
  • the reflective surface d2 is an internal surface of the biological sample 331.
  • the reflective surface d3 is an internal surface of the biological sample 331, and has a deeper depth (distance from the surface toward the inside) than the reflective surface d2.
  • a probe light pulse P101 (an example of the probe light pulse P1 shown in FIG. 2) is irradiated perpendicularly to the surface of the biological sample 331.
  • FIG. 3 shows, as reflected light pulses obtained by reflecting the probe light pulse P101 from the biological sample 331, a reflected light pulse P111 from the reflective surface d1, a reflected light pulse P112 from the reflective surface d2, and a reflected light pulse from the reflective surface d3.
  • P113 and a reflected light pulse P114 which is multiple reflected light (in this example, it is considered as background noise).
  • the reflected light pulse P112 from the reflective surface d2 compared to the reflected light pulse P111 from the reflective surface d1, the reflected light pulse P112 from the reflective surface d2, the reflected light pulse P113 from the reflective surface d3, and the reflected light pulse P114, which is multiple reflected light, are delayed as quantum pulses. It arrives at gate 311.
  • ⁇ 1 to ⁇ 3 shown in FIG. 3 ⁇ 1 is the earliest (shortest) time (that is, the time that arrives at the quantum pulse gate 311 is early), the next is ⁇ 2, and ⁇ 3 is the latest (longest) time ( In other words, the time of arrival at the quantum pulse gate 311 is late).
  • FIG. 3 shows a pump light pulse P131 input to the quantum pulse gate 311.
  • the quantum pulse gate 311 extracts a signal light pulse whose timing matches the pump light pulse and is determined by the waveform of the pump light pulse.
  • the pump light pulse P131 matches the timing (delay) and waveform of the reflected light pulse P113 from the reflecting surface d3.
  • an up-converted signal light pulse P151 which is a signal light obtained by up-converting the frequency of the reflected light pulse P113 from the reflecting surface d3, is output from the quantum pulse gate 311, and single photon detection is performed.
  • the upwardly converted signal light pulse P151 is an example of the upwardly converted signal light pulse P21 shown in FIG.
  • FIG. 4 is a diagram illustrating a schematic example of input and output of the quantum pulse gate 311 according to the embodiment.
  • FIG. 4 shows a group of reflected light pulses P201 that are input (signals) to the quantum pulse gate 311 and a pump light pulse P211 that is input to the quantum pulse gate 311. Further, FIG. 4 shows an upwardly converted signal light P231 and another signal light group P232 which are outputs (signals) from the quantum pulse gate 311.
  • the reflected light pulse group P201 includes a plurality of reflected light pulses.
  • the signal light group P232 includes a plurality of signal light pulses other than the reflected light pulses whose frequency is up-converted to the up-converted signal light P231 by the quantum pulse gate 311.
  • the quantum tomography apparatus can expand the depth that can be imaged and obtain images with high contrast (high S/N ratio). It can be performed.
  • the effect of improving temporal resolution can be obtained by upward frequency conversion.
  • the resolution of time-resolved measurements is independent of the time jitter of the photodetector.
  • the time resolution is determined by the pulse width of the probe light pulse.
  • the quantum pulse gate can improve the S/N ratio. For example, when the time width of time filtering is 1 ns and the frequency band of frequency filtering is 250 GHz, the number of eigenmodes of the optical pulse that can pass through the time-frequency filter is 392.
  • time filtering in frequency upward conversion is determined by the pulse width of the pump light pulse, and frequency filtering is determined by the phase matching band of the nonlinear crystal used.
  • the pulse width of the pump light is 6 ps and the phase matching band is 90 GHz
  • Quantum pulse gates must satisfy phase matching conditions (energy conservation + momentum conservation), group velocity matching conditions, and band conditions.
  • the group velocity matching condition (the group velocity of the signal light pulse and the pump light pulse are the same) is determined by the wavelength dispersion of the nonlinear optical material and the structural dispersion of the wavelength conversion element. For example, when the wavelength conversion element is a PPLN, when the wavelength of the signal light pulse is 1550 nm and the wavelength of the pump light pulse is 860 nm, the group velocities of the signal light pulse and the pump light pulse match, and the signal light pulse has a frequency of 550 nm. Converted upward.
  • the wavelength conversion element is MgO:PPLN
  • the wavelength of the signal light pulse is 1532.1 nm and the wavelength of the pump light pulse is 1556.6 nm
  • the group velocities of the signal light pulse and the pump light pulse are almost the same, and the signal light pulse is The light pulse is frequency upconverted to a wavelength of 772 nm.
  • the band condition is determined by the crystal length and pulse width. When the crystal length is short, pump light with a wide phase matching band and narrow pulse width is required. If these conditions are met, only the signal light pulse can be converted by shaping the waveform of the pump light pulse.
  • quantum pulse gate by applying quantum technology called quantum pulse gate to time-resolved measurement using optical pulses, we are able to achieve a high S/N ratio that is unattainable with ordinary frequency-time filters, and achieve an imaging depth that exceeds that of OCT. It is possible to provide new tomography technology that enables high image quality. Furthermore, by applying tomography technology as in this embodiment to three-dimensional measurement of cerebral vascular structures and realizing deep brain observation using extremely weak light, we can expand the scope of application of brain activity manipulation using optogenetics. Can be expanded.
  • the background noise that returns after multiple reflections within the observation target is removed by a quantum pulse gate using frequency upward conversion.
  • the signal light is converted into the near-infrared region, which can be used with a highly efficient silicon photodetector, by frequency upward conversion, so Photography is also possible.
  • a single photon detector as a photodetector, it is possible to perform tomography using weak light irradiation, and the depth of imaging can be expanded.
  • a tomographic image is acquired by interference of light, but in this embodiment, a tomographic image is acquired by time-resolved measurement of reflected light from an observation target by frequency upward conversion.
  • OCT optical technology
  • tomography is possible with a high S/N ratio, and by using light in the mid-infrared region as the probe light, it is possible to image strong scatterers, and tomography of living organisms and biological samples by irradiating weak light. becomes possible.
  • a quantum technology called a quantum pulse gate is used for light detection, but the light source and optical components used in tomography can be those used in normal optical communications.
  • the quantum pulse gate makes it possible to image more clearly and deeper than conventional techniques.
  • OCT wavelengths such as 810 nm, 1064 nm, 1310 nm, and 1550 nm can be considered. These wavelengths may be used, for example, in biological tomography (biological/medical applications). Further, 1600 to 1700 nm (low lipid/water absorption) and 3000 to 4000 nm (mid-infrared region) are considered. These wavelengths may be used, for example, for non-erosive and non-destructive testing (industrial applications) of strong scatterers, such as drug coatings, automobile/aircraft painting, paintings (works of art), and the like.
  • the configuration of the light source (axial resolution) when using the SHG crystal for example, two wavelengths can be extracted from a femtosecond laser.
  • a quasi-phase matching wavelength conversion element for example, searching for group velocity matching conditions using PPLN, PPKTP, or SLT can be considered.
  • PPLN group velocity matching conditions
  • PPKTP PPKTP
  • SLT SLT
  • Mg:SLT Mg:SLT
  • by setting the wavelength of the probe light pulse to 3880 nm and the wavelength of the pump light to 850 nm it is possible to construct a quantum pulse gate that up-converts the frequency of the signal light pulse to a wavelength of 697.2516.
  • a mid-infrared light source using an OPO can be considered as the light source of the probe light pulse.
  • sample to be observed is not limited to a biological sample, and any sample may be used.
  • the present invention may be applied to a measurement target such as a retina, an anterior segment of the eye, an esophagus, a laminate package, a tablet, or a semiconductor as a sample to be observed.
  • examples of numerical values in this embodiment are not necessarily limited to the numerical values in this embodiment, and other numerical values may be used.
  • a quantum tomography apparatus includes a probe light pulse irradiation unit that irradiates a probe light pulse to a sample, and a probe light pulse irradiation unit that irradiates a probe light pulse to a sample, and a part that corresponds to a signal light pulse to be detected among the reflected light pulses of the probe light pulse that is irradiated to the sample.
  • a pump light pulse generation unit generates a pump light pulse having a delay and a waveform, and a combined light pulse of the reflected light pulse and the pump light pulse is input, and a quantum pulse gate generates the delay and the waveform of the pump light pulse.
  • the present invention includes a frequency up conversion unit that outputs a signal light pulse after frequency up conversion according to the frequency up conversion unit, and a single photon detector that detects the signal light pulse output from the frequency up conversion unit.
  • a quantum tomography apparatus is a quantum tomography apparatus that uses an optical element having quantum pulse gate characteristics to obtain tomographic image information at a desired depth in a biological sample, and irradiates probe light pulses.
  • an optical circulator that irradiates the biological sample with the probe light pulse irradiated from the probe light pulse irradiation unit and obtains the reflected light pulse, and a delay that delays the pump light pulse.
  • a pump light pulse generation section that has a waveform shaping section that shapes the waveform of the pump light pulse, and generates the result of the delay and waveform shaping as a pump light pulse, and a pump light pulse generation section that generates a pump light pulse obtained by the optical circulator.
  • a synthesizing section that synthesizes the reflected light pulse and the pump light pulse generated by the pump light pulse generating section to generate these synthesized light pulses; input into an optical element, and output an upwardly converted signal light pulse that is a result of upwardly converting the frequency of a desired signal light pulse included in the composite light pulse using the quantum pulse gate characteristic of the optical element.
  • the tomographic image information of the biological sample is acquired based on the upwardly converted signal light pulse detected by the detector, and the delay unit is configured to obtain the tomographic image information of a desired depth in the biological sample.
  • the quantum tomography apparatus includes a light source section.
  • the light source section includes a laser that irradiates a laser light pulse, a branching section that branches the laser light pulse irradiated from the laser, and the probe light pulse irradiation section, and one branched by the branching section.
  • a first filter (in this embodiment, the wavelength filter 213) that generates the probe light pulse from the branched laser light pulse, and the other branched laser light pulse that constitutes the pump light pulse generation section and is branched by the branching section.
  • a second filter (in this embodiment, the wavelength filter 214) that generates the pump light pulse from the wavelength filter 214.
  • FIG. 5 is a diagram showing an example of a specific configuration of the quantum tomography apparatus 501 according to the embodiment.
  • the quantum tomography apparatus 501 images the composition distribution (distribution of proteins, lipids, etc.) of the sample by detecting Raman scattered light from the biological sample 114. Therefore, in the example shown in FIG. 5, compared to the example shown in FIG. 2, a part of the configuration is changed to accommodate such imaging.
  • the quantum tomography apparatus 501 includes a light source section 511 instead of the light source section 111 in the example of FIG.
  • the light source section 511 includes a laser 611, an amplifier system 612, and a wavelength variable TWINOPA 613.
  • Laser 611 irradiates light onto amplifier system 612 .
  • Laser 611 is an 810 nm mode-locked titanium sapphire laser in this embodiment.
  • the amplifier system 612 amplifies the light from the laser 611 and irradiates the wavelength tunable TWINOPA 613 with the amplified light.
  • Amplifier system 612 is a femtosecond amplifier system in this embodiment.
  • the wavelength tunable TWINOPA 613 uses light from the amplifier system 612 to provide two independently variable outputs.
  • one of these two variable outputs is a probe light pulse P501, and the other one is a pump light pulse before delay and waveform shaping (in this embodiment, for convenience of explanation, (Also referred to as pump light pulse P511.)
  • OPA Optical Parametric Amplifier
  • TWIN represents outputting two independent variable outputs.
  • the light source unit 511 outputs two optical pulses (a probe light pulse P501 and a pump light pulse P511) having different wavelengths compared to the example shown in FIG.
  • the probe light pulse P501 is irradiated onto the biological sample 114 via the optical circulator 112.
  • the probe light pulse P501 is, for example, shorter than 100 fs and has a wavelength of 533 nm to 2600 nm.
  • the pump light pulse P511 is input to the programmable optical delay device 131.
  • the pump light pulse P511 is, for example, shorter than 100 fs and has a wavelength of 1160 nm to 9000 nm.
  • the objective lens 113 is schematically shown in the example of FIG. A configuration in which scan lenses are provided one after another may be used.
  • a polarization maintaining fiber may be used as the fiber for transmitting each light.
  • polarization-maintaining and dispersion-compensating fibers may be used between optical circulator 112 and coupler 115 and between coupler 115 and frequency upconversion module 512.
  • the pump light pulse P512 output from the programmable optical filter 132 and the Raman scattered light pulse P503 from the optical circulator 112 are combined by the coupler 115, and these combined light pulses are sent to the frequency upward conversion module. 512.
  • the quantum tomography apparatus 501 includes a frequency up conversion module 512 instead of the frequency up conversion module 116 in the example of FIG.
  • the frequency upward conversion module 512 is configured using a crystal (nonlinear crystal) different from the crystal (nonlinear crystal) of the frequency upward conversion module 116 in the example of FIG.
  • the crystal corresponds to the Raman scattered light from the biological sample 114.
  • the information processing unit 141 performs control (information processing) corresponding to Raman scattered light instead of the control in the example of FIG.
  • the information processing unit 141 controls the delay by the delay unit (programmable optical delay device 131) and the waveform shaping by the waveform shaping unit (programmable optical filter 132) so that desired Raman scattered light image information in the biological sample 114 is obtained.
  • the delay unit programmable optical delay device 131
  • the waveform shaping programmable optical filter 132
  • the example in FIG. 5 is different from the example in FIG. 2 in the following (A1) to (A5).
  • A1 In the example of FIG. 2, reflected light from the biological sample 114 is acquired, but in this embodiment, Raman scattered light when the biological sample 114 is irradiated with probe light is acquired.
  • A2) In order to realize the above (A1), the wavelength of the pump light is changed compared to the example of FIG. 2.
  • A3) In order to realize the above (A2), the wavelength difference between the probe light and the pump light is increased compared to the example of FIG. 2.
  • OPA optical parametric amplifier
  • a configuration using two light sources may be used.
  • the wavelength of the pump light may be switched while keeping the wavelength of the probe light constant.
  • the wavelength of the pump light is determined so that the group velocity within the nonlinear crystal of the Raman scattered light generated by the probe light pulse and the pump light pulse are the same.
  • the wavelength difference between the probe light and the pump light is determined by the material of the nonlinear crystal used in the SFG.
  • a nonlinear crystal (SLT in this embodiment) different from that in the example of FIG. 2 is used in the SFG frequency upward conversion module in the example of FIG.
  • SLT nonlinear crystal
  • manual or automatic control is performed to use different nonlinear crystals (switch crystals) for tomography and imaging of composition distribution by Raman scattered light.
  • the sample does not have to be a biological sample, and can be applied to, for example, an automobile paint or coating sample, a semiconductor sample, or the like.
  • the composition of the sample can be known from the detection result of the single photon detector 117.
  • the wavelength of the probe light constant and switching several wavelengths of the pump light, it is possible to switch the compositional components (for example, proteins, fats, etc.) to be observed in a biological sample.
  • the compositional components for example, proteins, fats, etc.
  • a probe light of 1064 nm and a pump light of 3113 nm are used for samples of objects such as semiconductors that do not contain water.
  • samples of objects such as semiconductors that do not contain water, it is possible to observe deeper parts of the sample using a 3113 nm probe light and a 1064 nm pump light. Noise can be suppressed.
  • the quantum tomography apparatus 501 can expand the imaging depth and obtain images with high contrast (high S/N ratio). By detecting the Raman scattered light, the composition distribution (distribution of proteins, lipids, etc.) of the biological sample 114 can be photographed with high accuracy. Further, in the quantum tomography apparatus 501 according to the present embodiment, it is possible to obtain similar effects not only for the biological sample 114 but also for samples other than the biological sample.
  • the configuration of the optical system (quantum tomography apparatus 101) shown in FIG. 2 and the configuration of the optical system (quantum tomography apparatus 501) shown in FIG. 5 may be implemented independently.
  • the same biological sample 114 may be subjected to tomographic imaging using the optical system shown in FIG. 2 and imaging using Raman scattered light using the optical system shown in FIG. 5.
  • a probe light pulse irradiated onto a biological sample uses a light pulse with a wavelength of 1064 nm, which is known as the "biological window" in which water absorption is minimal.
  • the Mg:SLT crystal as a nonlinear medium
  • a light pulse with a wavelength of 3113 nm in the mid-infrared region as a pump, the group velocity condition required for QPG is satisfied.
  • the frequency band of the pump light pulse becomes wider than the phase matching band, and the second QPG condition can be satisfied.
  • a light pulse with a wavelength of 3113 nm as a probe light and a light pulse with a wavelength of 1064 nm as a pump tomography of a sample with strong light scattering is also possible.
  • black body radiation which becomes background noise in light detection in the mid-infrared region, can also be removed by QPG.
  • ⁇ About the example in Figure 5> when a biological sample is irradiated with a light pulse, spontaneous Raman scattered light is generated that reflects the molecular vibrations of biological molecules.
  • the wavelength of this spontaneous Raman scattered light depends on the wavelength of the probe light pulse irradiated onto the biological sample.
  • a biological sample is irradiated with a light pulse having a wavelength of 1064 nm in order to suppress light absorption and light scattering inside the living body.
  • the Raman shifts due to molecular vibrations constituting lipids and proteins are 2850 cm ⁇ 1 and 2930 cm ⁇ 1 , respectively, and the corresponding wavelengths of spontaneous Raman scattered light are 1526.7 nm and 1545.6 nm.
  • an Mg:SLT crystal with a length of 10 mm is used, and light pulses with wavelengths of 2175 nm and 2145 nm in the mid-infrared region are used as pumps, respectively.
  • Spontaneous Raman scattered light is measured in a time-resolved manner using QPG, and information regarding the molecular structure is added to the tomographic image of the biological sample.
  • an optical system shown in FIG. 5 is constructed to perform tomography of a biological sample.
  • an optical parametric amplifier uses a mode-locked titanium sapphire laser (laser 611) amplified by a femtosecond amplifier system (amplifier system 612) as the pump light. (Wavelength variable TWINOPA613) is used.
  • the wavelength tunable TWINOPA 613 can independently select and output two wavelengths from the wavelength ranges of 533 nm to 2600 nm and 1160 nm to 9000 nm.
  • the pulse width is 40 to 50 fs, and a resolution of 10 ⁇ m or less in the depth direction of the sample is achieved.
  • a two-axis galvanometer mirror is used to irradiate the biological sample 114 with a light pulse.
  • the reflected light pulse from the biological sample 114 is sent to the fiber coupler (coupler 115) by the optical circulator 112.
  • the pump light pulse P511 is given a time delay by an optical delay device (programmable optical delay device 131), and waveform shaped by an optical filter (programmable optical filter 132). (pump light pulse P512) is generated.
  • the reflected light pulse (Raman scattered light pulse P503) and the pump light pulse P512 are combined by a fiber coupler (coupler 115) and sent to the frequency upward conversion module 512.
  • a signal light pulse having a wavelength of 1064 nm (or 3113 nm) is converted to a wavelength of 793 nm. Further, the spontaneous Raman scattered light in the wavelength band of 1550 nm is converted into wavelengths of 896 nm and 898 nm, respectively.
  • These frequency up-converted photons are detected by a single photon detector 117 (SPCM: detection efficiency ⁇ 85%@700 nm, dark coefficient: 100 counts/sec) using a silicon avalanche photodiode.
  • the FPGA 151 controls the optical delay device (programmable optical delay device 131), the optical filter (programmable optical filter 132), and the two-axis galvanometer mirror, and acquires data from the single photon detector 117. For example, information about lipids and proteins obtained by time-resolved measurement of spontaneous Raman scattering light in the wavelength band of 1550 nm is finally superimposed on a tomographic image obtained by time-resolved measurement of signal light pulses with a wavelength of 1064 nm reflected inside the living body. can do. This makes it possible, for example, to visualize amyloid ⁇ accumulation in the brain of Alzheimer's disease model mice without staining.
  • the group velocities of the two optical pulses are matched by a combination of the wavelength and the SLT crystal, in which the optical pulses of 1064 nm and 3113 nm are frequency-up-converted using a nonlinear crystal called SLT, and the background noise is reduced. achieving oppression.
  • a 1064 nm light pulse is used to probe the biological sample 114, Raman scattered light is generated in the 1550 nm band.
  • the group velocities can be matched by using a 2 ⁇ m band optical pulse as pump light. Note that whether the group velocities match is determined by the physical properties of the nonlinear crystal and the wavelength of the optical pulse used, so the combination of wavelength and SLT crystal as in this example has its own characteristics.
  • Quantum tomography device that can switch the imaging target
  • a quantum tomography apparatus may be implemented in which the imaging target can be switched by switching between an optical system as shown in FIG. 2 and an optical system as shown in FIG. 5.
  • FIG. 6 is a diagram showing an example of a specific configuration of the quantum tomography apparatus 701 according to the embodiment.
  • configurations different from the example of FIG. 2 will be explained in detail, and detailed explanations of configurations similar to the example of FIG. 2 will be omitted.
  • FIG. 6 and its explanation the same components as in the example of FIG. 2 will be described with the same reference numerals.
  • the quantum tomography apparatus 701 includes a light source section 711 instead of the light source section 111 in the example of FIG.
  • the light source section 711 includes a wavelength switching section 811.
  • the wavelength switching unit 811 is configured to perform different wavelength tomography for performing quantum tomography using reflected light as in the example of FIG. 2, and for performing quantum tomography using Raman scattered light as in the example of FIG.
  • the wavelength of at least one of the probe light pulse and the pump light pulse is switched so as to match the wavelength of the probe light pulse and the pump light pulse.
  • the wavelength switching unit 811 performs quantum tomography using reflected light as in the example of FIG. 2, and quantum tomography using Raman scattered light as in the example of FIG.
  • the wavelength of the pump pulse light may be switched to match each.
  • the quantum tomography apparatus 701 includes a frequency up conversion module 716 instead of the frequency up conversion module 116 in the example of FIG.
  • the frequency up conversion module 716 includes a crystal switching section 812 .
  • the crystal switching unit 812 includes the crystal in the example of FIG. 2 and the other crystal in the example of FIG. 5, and can be used for quantum tomography using reflected light as in the example of FIG. Depending on whether quantum tomography is performed using Raman scattered light as in the example of FIG. 5, the crystal used for frequency upward conversion is switched to suit each case.
  • the switching of the wavelength switching section 811 in the light source section 711 and the switching of the crystal switching section 812 in the frequency upward conversion module 716 are controlled by the FPGA 151.
  • the FPGA 151 Note that other configurations of the optical system may be different depending on whether quantum tomography is performed using reflected light as in the example in FIG. 2 or quantum tomography is performed using Raman scattered light as in the example in FIG. Parts may be switched.
  • the crystal of the frequency upward conversion module 716 may be used for quantum tomography using reflected light as in the example of FIG.
  • a common crystal may be used when performing quantum tomography.
  • the quantum tomography apparatus 701 according to the example of FIG. 6 can perform quantum tomography using reflected light as in the example of FIG.
  • a tomographic image of the biological sample 114 is obtained in general, and information regarding the composition of the biological sample 114 obtained from the wavelength of the Raman scattered light is added to the tomographic image. Can be superimposed.
  • the quantum tomography apparatus 701 according to the example of FIG. 6 it is possible to grasp which composition exists in which tomographic location of the biological sample 114.
  • the quantum tomography apparatus 701 according to the example of FIG. 6 it is possible to obtain similar effects for samples other than living bodies, for example.
  • ⁇ Configuration Example 1> to ⁇ Configuration Example 5> are shown.
  • ⁇ Configuration example 1> A quantum tomography apparatus that obtains desired image information on a sample using an optical element having quantum pulse gate characteristics, a light source unit that outputs probe light pulses and pump light pulses; an optical circulator that irradiates the sample with the probe light pulse and obtains a corresponding light pulse;
  • a pump light pulse that includes a delay unit that delays the pump light pulse and a waveform shaping unit that shapes the waveform of the pump light pulse, and generates the result of the delay and waveform shaping as a pump light pulse.
  • a generation section a combining unit that combines the optical pulse acquired by the optical circulator and the pump optical pulse generated by the pump optical pulse generating unit to generate a combined optical pulse;
  • the synthesized light pulse obtained by the synthesizer is input to the optical element, and the frequency of the desired signal light pulse included in the synthesized light pulse is upwardly converted by the quantum pulse gate characteristic of the optical element.
  • a frequency up conversion unit that outputs an up converted signal light pulse as a result of the above conversion
  • a single photon detector that detects the up-converted signal light pulse output from the frequency up-conversion section
  • Information processing department Equipped with The information processing unit includes: acquiring the image information of the sample based on the up-converted signal light pulse detected by the single photon detector; Quantum tomography device.
  • a quantum tomography apparatus that uses the optical element to obtain tomographic image information at a desired depth in the sample,
  • the sample is a biological sample
  • the light source section is a laser that emits laser light pulses; a branching part that branches the laser light pulse irradiated from the laser; a first filter that constitutes a probe light pulse irradiation section and generates the probe light pulse from one branched laser light pulse branched by the branching section; a second filter that constitutes the pump light pulse generation section and generates the pump light pulse from the other branched laser light pulse branched by the branching section; including;
  • the optical circulator irradiates the sample with the probe light pulse irradiated from the probe light pulse irradiation unit and obtains the reflected light pulse,
  • the combining unit combines the reflected light pulse obtained by the optical circulator and the pump light pulse generated by the pump light pulse generation unit to generate a combined light pulse
  • the information processing unit includes: acquiring the tomographic image information
  • the tomographic image information by decomposing the tomographic image information, and also to generate the pump light pulse corresponding to the reflected light pulse waveform for each depth in the sample by the waveform shaping, and to obtain the tomographic image information. make it possible to obtain The quantum tomography apparatus described in ⁇ Configuration Example 1>.
  • a quantum tomography apparatus that uses the optical element to obtain desired Raman scattered light image information in the sample,
  • the optical circulator irradiates the sample with the probe light pulse to obtain a Raman scattered light pulse
  • the combining unit combines the Raman scattered light pulse obtained by the optical circulator and the pump light pulse generated by the pump light pulse generation unit to generate a combined light pulse
  • the information processing unit includes: acquiring the Raman scattered light image information of the sample based on the up-converted signal light pulse detected by the single photon detector;
  • the delay by the delay section and the waveform shaping by the waveform shaping section are controlled so that the desired Raman scattered light image information in the sample is obtained, and the time delay is controlled for each depth in the sample depending on the magnitude of the delay.
  • the Raman scattered light image information can be obtained by decomposing the Raman scattered light image information, and the pump light pulse matching the Raman scattered light pulse waveform for each depth in the sample is generated by the waveform shaping. enables the acquisition of optical image information, The quantum tomography apparatus described in ⁇ Configuration Example 1>.
  • ⁇ Configuration example 4> A quantum tomography apparatus that uses the optical element to obtain tomographic image information at a desired depth in the sample and desired Raman scattered light image information,
  • the light source section changes the wavelength of at least one of the probe light pulse and the pump light pulse in a first mode of acquiring the tomographic image information and a second mode of acquiring the Raman scattered light image information. switch, The quantum tomography apparatus described in ⁇ Configuration Example 1>.
  • ⁇ Configuration example 5> The frequency upward conversion unit switches the optical element between the first mode and the second mode.
  • the optical element is configured using SLT, The quantum tomography apparatus described in ⁇ Configuration Example 1>.
  • configuring an optical element having quantum pulse gate characteristics using SLT may be employed in any of the configuration examples ⁇ Configuration Example 1> to ⁇ Configuration Example 5>.
  • SLT by using SLT, it is possible to configure a QPG that can detect mid-infrared probe light.
  • QPG using SLT for photodetection of mid-infrared light, background noise due to black body radiation can be removed.
  • the configuration "using SLT to configure a QPG that can detect mid-infrared probe light” can be applied to any system (or device, etc., regardless of the above embodiments).
  • the configuration "using QPG using SLT for light detection of mid-infrared light" can be applied to any system (or may be called a device), etc., regardless of the above embodiments. This may be applied, and the effect of this is that background noise due to black body radiation can be removed.
  • a program for realizing the functions of any component in any device described above may be recorded on a computer-readable recording medium, and the program may be read and executed by a computer system.
  • the "computer system” herein includes an operating system or hardware such as peripheral equipment.
  • “computer-readable recording media” refers to portable media such as flexible disks, magneto-optical disks, ROMs, CDs (Compact Discs) and ROMs (Read Only Memory), and storage devices such as hard disks built into computer systems. Refers to a device.
  • a "computer-readable recording medium” refers to a volatile memory within a computer system that serves as a server or client when a program is transmitted via a network such as the Internet or a communication line such as a telephone line. This also includes those that hold time programs.
  • the volatile memory may be, for example, RAM (Random Access Memory).
  • the recording medium may be, for example, a non-transitory recording medium.
  • the above program may be transmitted from a computer system storing the program in a storage device or the like to another computer system via a transmission medium or by a transmission wave in a transmission medium.
  • the "transmission medium” that transmits the program refers to a medium that has a function of transmitting information, such as a network such as the Internet or a communication line such as a telephone line.
  • the above-mentioned program may be for realizing a part of the above-mentioned functions.
  • the above-mentioned program may be a so-called difference file, which can realize the above-described functions in combination with a program already recorded in the computer system.
  • the difference file may be called a difference program.
  • any component in any device described above may be realized by a processor.
  • each process in the embodiment may be realized by a processor that operates based on information such as a program, and a computer-readable recording medium that stores information such as a program.
  • the functions of each part may be realized by separate hardware, or the functions of each part may be realized by integrated hardware, for example.
  • a processor includes hardware, and the hardware may include at least one of a circuit that processes a digital signal and a circuit that processes an analog signal.
  • a processor may be configured using one or more circuit devices or one or more circuit elements mounted on a circuit board. An IC (Integrated Circuit) or the like may be used as the circuit device, and a resistor or a capacitor may be used as the circuit element.
  • the processor may be, for example, a CPU.
  • the processor is not limited to the CPU, and various processors such as a GPU (Graphics Processing Unit) or a DSP (Digital Signal Processor) may be used.
  • the processor may be, for example, a hardware circuit using an ASIC (Application Specific Integrated Circuit).
  • the processor may be configured by, for example, a plurality of CPUs or a hardware circuit by a plurality of ASICs.
  • the processor may be configured by, for example, a combination of a plurality of CPUs and a hardware circuit using a plurality of ASICs.
  • the processor may include, for example, one or more of an amplifier circuit or a filter circuit that processes an analog signal.
  • Second computer 111, 511, 711 ...Light source section, 113...Objective lens, 114, 331...Biological sample, 115...Coupler, 116, 512, 716...Frequency upward conversion module, 131...Programmable optical delay device, 132...Programmable optical filter (waveform shaper), 151 ...FPGA, 152... Information processing device, 153... Stage, 213, 214... Wavelength filter, 311... Quantum pulse gate, 612... Amplifier system, 613... Wavelength variable TWINOPA, 811... Wavelength switching section, 812... Crystal switching section

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Abstract

量子パルスゲート特性を有する光学素子を用いて、生体試料における所望の深さの断層画像情報を取得する量子断層撮影装置であって、プローブ光パルスを生体試料に照射してその反射光パルスを取得し、ポンプ光用パルスに遅延を与える遅延部および当該ポンプ光用パルスの波形整形を行う波形整形部を有し、遅延および波形整形が行われた結果をポンプ光パルスとして生成し、反射光パルスとポンプ光パルスとを合成して、これらの合成光パルスを生成し、合成光パルスを光学素子に入力して、光学素子が有する量子パルスゲート特性によって、合成光パルスに含まれる所望の信号光パルスの周波数を上方に変換した結果である上方変換後信号光パルスを単一光子検出器で検出する。

Description

量子断層撮影装置
　本開示は、量子断層撮影装置に関する。
　光干渉断層撮影（ＯＣＴ：Ｏｐｔｉｃａｌ　Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）は、光の干渉性を利用して生体試料の内部の構造を高分解能で撮影する技術である。赤外領域の光を用いることで生体内部での光の散乱や水による吸収を抑制し、生体表面から最大深さ～１０ｍｍ、軸方向分解能５μｍ以上で断層構造の可視化が可能である。
　このようなＯＣＴは、眼の網膜のほか、生体内部の血管や臓器を非侵襲、非接触で可視化できる技術であり、近年、医療診断で広く使用されている。
　ＯＣＴは、生体試料に干渉度の低い光を照射し、生体内部からの反射光と参照光との干渉により断層画像を取得する。生体内部で散乱や吸収が少ない光を使用することで、試料のより深部の撮影が可能となる。
特開２０２１－１１９９７３号公報 特表２０１２－５０４０３５号公報 特開平１１－１５４８６７号公報
　上述のように、眼の網膜などの生体断層撮影には、ＯＣＴが広く用いられている。ＯＣＴでは、観察対象に光を照射し観察対象の内部からの反射光を参照光と干渉させることにより断層画像を取得する。
　このような技術を用いると、観察対象の表面から深さ１０ｍｍ程度まで最大分解能約５μｍでの断層撮影が可能である。
　しかしながら、従来の技術では、深部で反射した光と表面近傍で多重反射した光との区別がつかないため、多重反射した光が背景雑音となり、深部画像の劣化を引き起こす。つまり、観察対象深部で１回反射して戻ってくる信号光と同時刻に戻ってくる観測対象内で多重反射（散乱）して戻ってくる光との区別がつかないため、多重反射して戻ってくる光が背景雑音となり画像の劣化を引き起こす。また、強散乱体の断層撮影では、中赤外光を使用することが有効であるが、中赤外領域の良好な光検出器が未開発であるため、従来技術を適用することができない場合があった。
　また、近年、コンピューターを用いた画像処理により背景雑音の除去が試みられているが、背景雑音だけでなく本来の画像データも除去されてしまう可能性が指摘されている。
　なお、特許文献１には、ＯＣＴ装置のＯＣＴ撮影部において、低コヒーレント光を測定光と参照光に分けること、測定光を被検眼に照射して反射光を得ること、参照光を参照ミラーに照射して反射光を得ること、これらの反射光（測定光と参照光）をファイバカプラで合波すること、合波された光（干渉光）を分光器により分光してラインセンサにより波長ごとの強度情報を計測すること、について記載されている（特許文献１参照。）。
　また、特許文献２には、撮像デバイスが量子断層撮影のデバイスであること、が記載されている（特許文献２参照。）。
　また、特許文献３には、量子パルスゲートを使用した相関型超電導体単一磁束量子アナログ・デジタル変換器が記載されているが、量子断層撮影への適用についての記載は無い（特許文献３参照。）。
　以上の特許文献１～３は、上述のような従来の課題を解決するものではなかった。
　また、上述のような生体断層撮影に関する課題は、例えば、生体以外の試料に関しても同様な課題が考えられ、また、試料からの反射光ばかりでなく、試料からのラマン散乱光を検出することで試料の組成分布（タンパク質や脂質などの分布）を撮影する場合に関しても同様な課題が考えられる。
　本開示は、このような事情を考慮してなされたもので、画像化できる深さを拡張し、高いコントラスト（高いＳ／Ｎ比）の画像を得ることができる量子断層撮影装置を提供することを課題とする。
　一態様は、量子パルスゲート特性を有する光学素子を用いて、試料における所望の画像情報を取得する量子断層撮影装置であって、プローブ光パルスとポンプ光用パルスを出力する光源部と、前記プローブ光パルスを前記試料に照射してそれに応じた光パルスを取得する光サーキュレータと、前記ポンプ光用パルスに遅延を与える遅延部および前記ポンプ光用パルスの波形整形を行う波形整形部を有し、前記遅延および前記波形整形が行われた結果をポンプ光パルスとして生成するポンプ光パルス生成部と、前記光サーキュレータにより取得された前記光パルスと前記ポンプ光パルス生成部により生成されたポンプ光パルスとを合成して、これらの合成光パルスを生成する合成部と、前記合成部により得られた前記合成光パルスを前記光学素子に入力して、前記光学素子が有する前記量子パルスゲート特性によって、前記合成光パルスに含まれる所望の信号光パルスの周波数を上方に変換した結果である上方変換後信号光パルスを出力する周波数上方変換部と、前記周波数上方変換部から出力された前記上方変換後信号光パルスを検出する単一光子検出器と、情報処理部と、を備え、前記情報処理部は、前記単一光子検出器により検出された前記上方変換後信号光パルスに基づいて前記試料の前記画像情報を取得する、量子断層撮影装置である。
　本開示によれば、量子断層撮影装置において、画像化できる深さを拡張し、高いコントラスト（高いＳ／Ｎ比）の画像を得ることができる。
実施形態に係る量子断層撮影装置の概略的な構成を示す図である。 実施形態に係る量子断層撮影装置の具体的な構成の一例を示す図である。 実施形態に係る量子パルスゲートによる時間分解能測定の一例を説明するための図である。 実施形態に係る量子パルスゲートの入出力の概略的な一例を示す図である。 実施形態に係る量子断層撮影装置の具体的な構成の一例を示す図である。 実施形態に係る量子断層撮影装置の具体的な構成の一例を示す図である。
　以下、図面を参照し、本開示の実施形態について説明する。
　（第１実施形態）
　［実施形態における量子断層撮影の概略］
　本実施形態における量子断層撮影の概略について説明する。
　本実施形態では、生体試料に光を照射し試料の内部からの反射光により断層構造の可視化を行う。この点ではＯＣＴと同様であるが、断層構造の情報を得るために、ＯＣＴのように参照光との干渉を用いるのではなく、反射光を時間分解測定する。
　時間分解測定には、通常、光パルスが用いられ、光パルスが照射された時刻を基準として反射光パルスが戻ってくるまでの時間を測定する。
　当該反射光パルスが戻ってくるまでの時間測定の精度（試料の深さ方向の分解能）は、測定に使用される光パルスの時間幅と光検出器の時間ジッタ（光検出における時間分解能）で決まる。
　近年、超短パルスレーザーを使用すると、１００フェムト秒以下の時間幅を持つ光パルスを時間分解測定に利用できるが、赤外領域に感度を有する光検出器（例えば、ＩｎＧａＡｓ／ＩｎＰ　雪崩フォトダイオード）の時間ジッタは５００ピコ秒程度である。
　ＯＣＴと同等の試料深さ方向の分解能を得るためには、１００フェムト秒程度の時間分解能が必要になる。光検出器の時間ジッタによって制限される時間分解能を超えて１００フェムト秒以下の時間分解能を達成するために、本実施形態では、光検出に周波数上方変換を利用する。
　周波数上方変換は、２次の非線形光学過程により反射光パルスの周波数をより高い周波数に変換する。反射光パルスとポンプ光パルスとを同時に２次非線形光学結晶（非線形素子）に入射して、２つのパルスが結合した第３のより周波数が高い光パルスを発生させる。
　試料の表面で反射されて最初に戻ってくる光パルスに対してポンプ光パルスに時間遅延を与えることにより、生体試料の内部の異なる深さから戻ってくる反射光パルスを周波数上方変換して検出する。これにより、時間分解測定の分解能は、光検出器の時間ジッタではなく、反射光パルスの時間幅で決まる。ポンプ光パルスの時間遅延から、検出された光パルスが試料の内部のどこで反射したかの情報を得ることができ、その情報から試料の断層画像を取得することができる。
　このような光パルスの時間分解測定を生体試料の断層撮影に応用してＯＣＴを陵ぐ撮影深度と高画質を実現するためには、生体の内部で１回反射して戻ってくる信号光パルスと同時に到来する生体内部で多重反射して戻ってくる光パルス（背景雑音）を除去する必要がある。
　そこで、本実施形態では、量子パルスゲート（ＱＰＧ：Ｑｕａｎｔｕｍ　Ｐｕｌｓｅ　Ｇａｔｅ）を利用する。
　通常の周波数上方変換は、位相整合条件（周波数変換に要求されるエネルギー保存と運動量保存の条件）を満たす多数の周波数－時間モードを変換する多モード変換過程であるが、周波数上方変換に使用する非線形結晶中を伝搬する信号光パルスとポンプ光パルスとが同じ群速度で、ポンプ光パルスの周波数帯域が位相整合帯域よりも広い場合には、ポンプ光パルスの周波数－時間モードを適切に変調することにより信号光パルスのみが変換される単一モード変換過程となる。
　このようなＱＰＧにより１回反射して戻ってくる信号光パルスを多重反射により波面、位相、偏光、パルス幅が変化して戻ってくる雑音光パルスから分離する。
　このために、生体の内部から反射してくる光パルスの周波数－時間モードを計算機シミュレーションにより詳細に調べることが行われる。生体の内部から反射してくる光パルス（異なる深さからの１回反射および多重反射）の解析には、数値逆ラプラス変換法と差分法を併用するフルベクトル電磁界シミュレーションを用いる。その際、計算過程においてデータ通信の発生しない完全並列計算を実行し、超高速かつ高精度に周波数－時間応答を解析する。
　このようなシミュレーションの結果に基づいてポンプ光パルスの波形整形を行い、ＱＰＧによる多重反射光の除去を行う。
　また、ＱＰＧの光検出には単一光子検出器を使用する。これにより、生体試料の深部から反射してくる単一光子レベルの微弱光を検出することができる。また、強い光照射により生体機能が変化する試料についても、微弱光を照射することで、本来の生体機能を観察することができる。
　本実施形態では、信号光パルスのみを検出できるようにポンプ光の波形を変調することが、量子パルスゲートのパフォーマンスを最大にするために重要となる。
　ここで、反射光パルスの波形を測定することは可能であるが、反射光パルスには多重反射（散乱）して信号光パルスと同時に戻ってくる多重反射光も含まれる。そして、信号光パルスと多重反射光とを分離して測定することは不可能である。
　そこで、本実施形態では、電磁界シミュレーションによって多重反射（散乱）成分を除いて、信号光パルスの波形を予測する。
　このことは、以下の実施形態の説明においても同様である。
　［実施形態に係る量子断層撮影装置の概略］
　図１は、実施形態に係る量子断層撮影装置の概略的な構成を示す図である。
　本実施形態では、量子断層撮影装置１は、量子パルスゲート特性を有する光学素子を用いて、生体試料における所望の深さの断層画像情報を取得する。
　量子断層撮影装置１は、レーザー１０と、プローブ光パルス照射部１１と、分岐部１２と、光サーキュレータ１３と、ポンプ光パルス生成部１４と、合成部１５と、周波数上方変換部１６と、単一光子検出器１７と、情報処理部１８と、を備える。
　情報処理部１８は、第１情報処理部の一例である第１コンピューター３１と、第２情報処理部の一例である第２コンピューター３２と、を備える。
　ここで、本実施形態では、説明の便宜上、第１コンピューター３１により行われる処理と、第２コンピューター３２により行われる処理と、を別の処理として説明するが、これらの処理は、例えば、共通のコンピューターにより実行されてもよい。つまり、第１コンピューター３１と第２コンピューター３２とは共通のコンピューターとして構成されてもよい。
　また、第１コンピューター３１により行われる処理および第２コンピューター３２により行われる処理は、例えば、３個以上のコンピューターで分散処理されてもよい。
　このように、情報処理部１８が持つ機能は、例えば、一体として構成されてもよく、または、２個の処理部（第１情報処理部、第２情報処理部）として構成されてもよく、あるいは、３個以上の処理部として構成されてもよい。
　レーザー１０は、レーザー光パルスを照射する。
　分岐部１２は、レーザー１０から照射されたレーザー光パルスを２つの分岐レーザー光パルスに分岐する。
　プローブ光パルス照射部１１は、プローブ光パルスを照射する。本実施形態では、プローブ光パルス照射部１１は、分岐部１２により分岐された一方の分岐レーザー光パルスを周波数フィルタ（波長フィルタ）に通すことで、プローブ光パルスを生成する。
　光サーキュレータ１３は、プローブ光パルス照射部１１により照射されたプローブ光パルスを生体試料に照射してその反射光パルスを取得する。
　ポンプ光パルス生成部１４は、分岐部１２により分岐された他方の分岐レーザー光パルスを周波数フィルタ（波長フィルタ）に通すことで、ポンプ光パルスを生成する。ここで、当該周波数フィルタの周波数特性は、プローブ光パルス照射部１１の周波数フィルタの周波数特性とは異なる。つまり、プローブ光パルスとポンプ光パルスとは異なる波長である。
　なお、本実施形態では、説明の便宜上、遅延および波形整形が行われる前のポンプ光パルスをポンプ光用パルスとも呼ぶ。
　ポンプ光パルス生成部１４は、分岐部１２により分岐された他方の分岐レーザー光パルスから生成されたポンプ光パルス（ポンプ光用パルス）に遅延を与える遅延部、および、当該ポンプ光パルス（当該ポンプ光用パルス）の波形整形を行う波形整形部を有し、遅延および波形整形が行われた結果をポンプ光パルスとして生成する。
　合成部１５は、光サーキュレータ１３により取得された反射光パルスとポンプ光パルス生成部１４により生成されたポンプ光パルスとを合成して、これらの合成光パルスを生成する。
　周波数上方変換部１６は、合成部１５により得られた合成光パルスを光学素子に入力して、光学素子が有する量子パルスゲート特性によって、合成光パルスに含まれる所望の信号光パルスの周波数を上方に変換した結果である上方変換後信号光パルスを出力する。
　単一光子検出器１７は、周波数上方変換部１６から出力された上方変換後信号光パルスを検出する。
　本実施形態では、第１コンピューター３１は、ＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ　Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ　Ｇａｔｅ　Ａｒｒａｙ）を用いて構成されている。ＦＰＧＡはＯＳを搭載しており、コンピューターの一種である。
　当該ＦＰＧＡは、単一光子検出器１７により検出された上方変換後信号光パルスに基づいて生体試料の断層画像情報を取得する。
　本実施形態では、第２コンピューター３２は、例えば、いわゆるパーソナルコンピューター等を用いて構成されている。
　第２コンピューター３２は、当該ＦＰＧＡの制御（例えば、ＦＰＧＡの起動、遅延時間・波形整形情報の設定）を行う機能と、当該ＦＰＧＡから送られて来たデータを画像化する機能を有する。このように、第２コンピューター３２は、当該ＦＰＧＡから送られてきたデータを基に断層画像を作成する。
　このように、情報処理部１８では、生体試料における所望の深さの断層画像情報が得られるように遅延部による遅延および波形整形部による波形整形を制御し、遅延の大きさによって生体試料における深さごとに時間的に分解して断層画像情報を取得（測定）することを可能とするとともに、波形整形によって、生体試料における深さごとの反射光パルス波形に対応したポンプ光パルスを生成し断層画像情報を取得する。
　［量子断層撮影装置の具体例］
　図２は、実施形態に係る量子断層撮影装置１０１の具体的な構成の一例を示す図である。
　量子断層撮影装置１０１は、図１に示される量子断層撮影装置１の具体的な構成例である。
　量子断層撮影装置１０１は、光源部１１１と、光サーキュレータ１１２と、対物レンズ１１３と、生体試料１１４と、カプラ１１５と、周波数上方変換モジュール１１６と、単一光子検出器１１７と、プログラマブル光遅延器１３１と、プログラマブル光フィルタ１３２と、情報処理部１４１と、ステージ１５３と、を備える。
　光源部１１１は、レーザー２１１と、分岐部２１２と、波長フィルタ２１３と、波長フィルタ２１４と、を備える。
　情報処理部１４１は、ＦＰＧＡ１５１と、情報処理装置１５２と、を備える。情報処理装置１５２は、例えば、いわゆるパーソナルコンピューター等であってもよい。
　ここで、図２に示されるレーザー２１１、分岐部２１２、プローブ光パルス照射部（波長フィルタ２１３）、光サーキュレータ１１２、ポンプ光パルス生成部（波長フィルタ２１４、プログラマブル光遅延器１３１およびプログラマブル光フィルタ１３２）、カプラ１１５、周波数上方変換モジュール１１６、単一光子検出器１１７、情報処理部１４１（ＦＰＧＡ１５１および情報処理装置１５２）は、それぞれ、図１に示されるレーザー１０、分岐部１２、プローブ光パルス照射部１１、光サーキュレータ１３、ポンプ光パルス生成部１４、合成部１５、周波数上方変換部１６、単一光子検出器１７、情報処理部１８（第１コンピューター３１、第２コンピューター３２）に対応する。
　量子断層撮影装置１０１における動作の例を示す。
　レーザー２１１は、本実施形態では、モードロックフェムト秒パルスレーザーである。　レーザー２１１は、レーザー光パルスを照射する。
　分岐部２１２は、レーザー２１１から照射された光パルス（レーザー光パルス）を２つの光パルス（分岐レーザー光パルス）に分岐する。
　波長フィルタ２１３は、一方の分岐レーザー光パルスをフィルタリングして、光ファイバ（例えば、分散シフトファイバ）を介して、光サーキュレータ１１２に出力する。本実施形態では、１５４０ｎｍのプローブ光パルスＰ１が光サーキュレータ１１２に入力される。
　光サーキュレータ１１２は、プローブ光パルス（プローブ光パルスＰ１）を生体試料１１４に照射してその反射光パルスＰ３を取得する。
　本実施形態では、光サーキュレータ１１２からのプローブ光パルスＰ１が光ファイバ（例えば、分散シフトファイバ）、および、対物レンズ１１３を介して、生体試料１１４に照射される。
　そして、生体試料１１４からの反射光パルスＰ３が対物レンズ１１３、および、光ファイバを介して、光サーキュレータ１１２に戻り、その後、光ファイバを介してカプラ１１５に出力される。
　波長フィルタ２１４は、他方の分岐レーザー光パルスをフィルタリングして、光ファイバ（例えば、分散シフトファイバ）を介して、プログラマブル光遅延器１３１に出力する。本実施形態では、１５６５ｎｍのポンプ光パルスがプログラマブル光遅延器１３１に入力される。
　プログラマブル光遅延器１３１（遅延部の一例）は、ポンプ光パルスＰ１１に遅延を与える。プログラマブル光遅延器１３１は、遅延を与えたポンプ光パルスを、光ファイバ（例えば、分散シフトファイバ）を介して、プログラマブル光フィルタ１３２に出力する。
　プログラマブル光フィルタ１３２（波形整形部の一例）は、波形の整形を行う波形整形器を用いて構成されている。プログラマブル光フィルタ１３２は、遅延が与えられたポンプ光パルスの波形整形を行う。プログラマブル光フィルタ１３２は、遅延の後に波形整形が行われたポンプ光パルスＰ１２を、光ファイバ（例えば、分散シフトファイバ）を介して、カプラ１１５に出力する。
　これらにより、ポンプ光パルス生成部（プログラマブル光遅延器１３１およびプログラマブル光フィルタ１３２）は、ポンプ光パルスＰ１１に対して遅延および波形整形が行われた結果をポンプ光パルスＰ１２として生成する。
　ここで、本実施形態では、ポンプ光パルスに対して遅延を与えた後に波形整形を行う場合を示したが、他の構成例として、ポンプ光パルスに対して波形整形を行った後に遅延を与える構成が用いられてもよく、あるいは、ポンプ光パルスに対して遅延および波形整形を同時に行う構成が用いられてもよい。
　カプラ１１５は、光サーキュレータ１１２により取得された反射光パルスＰ３とポンプ光パルス生成部により生成されたポンプ光パルスＰ１２とを合成して、これらの合成光パルスを生成する。
　周波数上方変換モジュール１１６は、ＳＦＧ（Ｓｕｍ　Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ　Ｇｅｎｅｒａｔｉｏｎ）の機能を有している。周波数上方変換モジュール１１６は、カプラ１１５により得られた合成光パルスを光学素子に入力して、当該光学素子が有する量子パルスゲート特性によって、当該合成光パルスに含まれる所定の信号光パルス（所望の信号光パルス）の周波数を上方に変換した結果である上方変換後信号光パルスＰ２１を出力する。上方変換後信号光パルスＰ２１は、単一光子検出器１１７に入力される。
　単一光子検出器１１７は、周波数上方変換モジュール１１６から出力された上方変換後信号光パルスＰ２１を検出する。単一光子検出器１１７は、検出結果をＦＰＧＡ１５１に出力する。
　情報処理部１４１は、ＦＰＧＡ１５１および情報処理装置１５２によって、あらかじめ定められた情報処理を行う。
　本実施形態では、ＦＰＧＡ１５１は光学系の制御を行う機能を有しており、情報処理装置１５２はＦＰＧＡ１５１の制御を含む総合的な制御と断層画像の生成を行う。
　ここで、情報処理部１４１では、ＦＰＧＡ１５１の機能と、情報処理装置１５２の機能とは、それぞれ、任意の機能が定められてもよい。つまり、情報処理部１４１の全体によって必要な処理を実行することが可能であれば、それぞれの機能が複数の装置（図２の例では、ＦＰＧＡ１５１、情報処理装置１５２）に分散される態様は、任意であってもよい。
　また、本実施形態では、情報処理部１４１が複数の装置（図２の例では、ＦＰＧＡ１５１、情報処理装置１５２）から構成される場合を示すが、他の構成例として、情報処理部１４１は、一体の装置として構成されてもよい。
　なお、本実施形態では、ＦＰＧＡを使用することで高速な光学系の制御を可能としているが、必ずしもＦＰＧＡが使用されなくてもよい。つまり、通常、ＦＰＧＡは光学系制御およびデータ取得の高速化に不可欠であるが、高速化が不要な場合にはＦＰＧＡが使用されなくてもよい。
　情報処理部１４１は、単一光子検出器１１７により検出された上方変換後信号光パルスＰ２１に基づいて生体試料１１４の断層画像情報を取得する。
　情報処理部１４１は、生体試料１１４における所望の深さの断層画像情報が得られるように、遅延部（プログラマブル光遅延器１３１）による遅延および波形整形部（プログラマブル光フィルタ１３２）による波形整形を制御する。これにより、情報処理部１４１は、遅延の大きさによって生体試料１１４における深さごとに時間的に分解して断層画像情報を取得（測定）することを可能とするとともに、波形整形によって、生体試料１１４における深さごとの反射光パルス波形に対応したポンプ光パルスを生成し断層画像情報を取得する。
　情報処理部１４１は、プログラマブル光遅延器１３１を制御して、プログラマブル光遅延器１３１によりポンプ光パルスに与える遅延の時間を可変に設定することができる。　情報処理部１４１は、プログラマブル光フィルタ１３２を制御して、プログラマブル光フィルタ１３２によりポンプ光パルスに対して行う波形整形の態様を可変に設定することができる。
　情報処理部１４１は、ステージ１５３を制御して、ステージ１５３の位置を可変に変化させることができる。
　ステージ１５３は、例えば、三次元直交座標系であるｘｙｚ直交座標系の各座標（ｘ、ｙ、ｚ）に沿って移動することが可能なｘｙｚステージである。ステージ１５３の位置の変化によって、対物レンズ１１３から生体試料１１４に対して照射されるプローブ光パルスＰ１の照射位置と生体試料１１４の位置との関係（相対的な位置）を、三次元の各方向（ｘ、ｙ、ｚ）について、調整することが可能である。
　本実施形態では、対物レンズ１１３とステージ１５３との距離の方向がｚ方向であり、ｚ方向に対して垂直な平面（ステージ１５３において生体試料１１４が設置される面）にｘｙ平面（ｘ方向とｙ方向からなる面）がある。
　なお、ステージ１５３として、例えば、二次元直交座標系であるｘｙ直交座標系の各座標（ｘ、ｙ）に沿って移動することが可能なｘｙステージが用いられてもよい。
　このように、本実施形態では、量子断層撮影装置１は、量子パルスゲート特性を有する光学素子（周波数上方変換モジュール１１６を構成する光学素子）を用いて、生体試料１１４における所望の深さの断層画像情報を取得する。
　図２の例では、光学系を用いて、生体試料の断層撮影を行う。
　試料に照射する光パルスおよびポンプ光パルスの生成には、波長１５５０ｎｍ帯のパルス幅＜１００フェムト秒のモードロックパルスレーザーを使用している。レーザーの波長は、可変である必要はないが、可変であってもよい。
　例えば、分散シフトファイバにより全光学系を構築することで、パルスの広がりを抑制し、１５μｍ程度の試料深さ方向の分解能が得られる。
　ここで、生体プローブとしては、例えば、脂質あるいは水による吸収が小さい１６００～１７００ｎｍが好ましい一例である。また、薬剤のコーティング、自動車・航空機の塗装、絵画（美術品）などの強散乱体の非侵襲・非破壊測定には、例えば、中赤外領域（３０００～４０００ｎｍ）が好ましい一例である。通常、波長が長いほど、散乱は少なくなるが、水による吸収が増える。
　試料への光パルスの照射には対物レンズを使用し（空間分解能～５μｍ）、ｘｙｚステージにより試料を掃引する。試料からの反射光パルスは光サーキュレータによりファイバーカプラに送られる。
　ポンプ光パルスには光遅延器で時間遅延を与え、光フィルタにより波形整形を行う。　ファイバーカプラで反射光パルスとポンプ光パルスとを合波して周波数上方変換モジュールへ送る。
　反射光パルスは波長７７５．５ｎｍに周波数上方変換され、シリコン雪崩フォトダイオードを用いた単一光子検出器１１７（ＳＰＣＭ：７００ｎｍで検出効率～８５％、暗係数：１００ｃｏｕｎｔ／ｓｅｃ）で検出する。ＦＰＧＡ１５１に内蔵されたフォトンカウンターが用いられている。
　ここで、光遅延器、波形整形器、試料走査用ｘｙｚステージの制御および単一光子検出器からのデータ取得は、ＦＰＧＡ１５１により行われている。
　最終的にポンプ光パルスの時間遅延と光子検出結果から試料の断層画像を構築する。　なお、ＦＰＧＡ１５１でフォトンカウンティングを行う代わりに、フォトンカウンターを単一光子検出器１１７の後に挿入し、その出力をＦＰＧＡ１５１で取り込む構成も可能である。ただし、本実施形態のようにＦＰＧＡ１５１に内蔵されたフォトンカウンターを用いる構成により、データ取得を早めることができる。
　周波数上方変換には波長７７５．５ｎｍの光パルスに変換する第２高調波発生用の長さ１０ｍｍの周期分極反転ニオブ酸リチウム導波路（ＰＰＬＮ－ＷＧ）を使用する。
　ここで、ＰＰＬＮ－ＷＧを用いると、プローブ光パルスの波長を１５６５ｎｍ、ポンプ光パルスの波長を１５４０ｎｍとすることで、信号光パルスとポンプ光パルスの群速度はほぼ一致する。
　本実施形態では、ＱＰＧを最適化するための計算機シミュレーションによる電磁界解析を行い、この結果に基づいて、ポンプ光パルスの波形整形およびＱＰＧの評価を行う。
　［量子パルスゲートによる時間分解能測定］
　図３は、実施形態に係る量子パルスゲートによる時間分解能測定の一例を説明するための図である。
　図３には、量子パルスゲート３１１と、生体試料３３１と、単一光子検出器３１２と、を示してある。
　ここで、量子パルスゲート３１１は、図２に示される周波数上方変換モジュール１１６の機能である。
　また、生体試料３３１は、図２に示される生体試料１１４の一例である。
　また、単一光子検出器３１２は、図２に示される単一光子検出器１１７の一例である。
　図３には、生体試料３３１の反射面ｄ１、ｄ２、ｄ３の例を示してある。これらの反射面ｄ１、ｄ２、ｄ３は、説明のための例であり、これに限られない。
　反射面ｄ１は、生体試料３３１の表面（プローブ光パルスＰ１０１が照射される面）である。
　反射面ｄ２は、生体試料３３１の内部の面である。
　反射面ｄ３は、生体試料３３１の内部の面であり、反射面ｄ２よりも深さ（表面から内部へ向かう距離）が深い面である。
　生体試料３３１の表面に垂直にプローブ光パルスＰ１０１（図２に示されるプローブ光パルスＰ１の一例）が照射されている。
　図３には、プローブ光パルスＰ１０１が生体試料３３１から反射された反射光パルスとして、反射面ｄ１からの反射光パルスＰ１１１、反射面ｄ２からの反射光パルスＰ１１２、反射面ｄ３からの反射光パルスＰ１１３、多重反射光（本例では、背景雑音とみなす。）である反射光パルスＰ１１４と、を示してある。
　ここで、反射面ｄ１からの反射光パルスＰ１１１と比べて、反射面ｄ２からの反射光パルスＰ１１２、反射面ｄ３からの反射光パルスＰ１１３、多重反射光である反射光パルスＰ１１４は遅れて量子パルスゲート３１１に到来する。
　図３に示されるτ１～τ３に関し、τ１は最も早い（短い）時間（つまり、量子パルスゲート３１１に到来する時刻が早い）であり、次にτ２であり、τ３は最も遅い（長い）時間（つまり、量子パルスゲート３１１に到来する時刻が遅い）を表している。
　図３には、量子パルスゲート３１１に入力されるポンプ光パルスＰ１３１を示してある。
　量子パルスゲート３１１では、ポンプ光パルスとタイミングが合い、ポンプ光パルスの波形で決まる信号光パルスが抽出される。
　図３の例では、ポンプ光パルスＰ１３１は、反射面ｄ３からの反射光パルスＰ１１３に対して、タイミング（遅延）と波形が合っている場合を示してある。
　これにより、図３の例では、反射面ｄ３からの反射光パルスＰ１１３が周波数上方変換された信号光である上方変換後信号光パルスＰ１５１が、量子パルスゲート３１１から出力されて、単一光子検出器３１２に入力される。
　上方変換後信号光パルスＰ１５１は、図２に示される上方変換後信号光パルスＰ２１の一例である。
　図４は、実施形態に係る量子パルスゲート３１１の入出力の概略的な一例を示す図である。
　図４には、量子パルスゲート３１１への入力（信号）となる反射光パルス群Ｐ２０１と、量子パルスゲート３１１に入力されるポンプ光パルスＰ２１１を示してある。
　また、図４には、量子パルスゲート３１１からの出力（信号）となる上方変換後信号光Ｐ２３１および他の信号光群Ｐ２３２を示してある。
　ここで、反射光パルス群Ｐ２０１は、複数の反射光パルスを含む。
　また、信号光群Ｐ２３２は、量子パルスゲート３１１で上方変換後信号光Ｐ２３１に周波数上方変換される反射光パルス以外の複数の信号光パルスを含む。
　以上のように、本実施形態に係る量子断層撮影装置では、画像化できる深さを拡張し、高いコントラスト（高いＳ／Ｎ比）の画像を得ることができ、これにより、精度の良い断層撮影を行うことができる。
　本実施形態に係る量子断層撮影装置では、周波数上方変換により、時間分解能の改善効果が得られる。
　時間分解測定の分解能は、光検出器の時間ジッタに無関係である。
　時間分解能はプローブ光パルスのパルス幅で決まる。
　本実施形態に係る量子断層撮影装置では、量子パルスゲートにより、Ｓ／Ｎ比の改善効果が得られる。
　例えば、時間フィルタリングの時間幅が１ｎｓ、周波数フィルタリングの周波数帯域が２５０ＧＨｚの場合、時間－周波数フィルターを通過可能な光パルスの固有モードの数は３９２である。
　一方、周波数上方変換における時間フィルタリングはポンプ光パルスのパルス幅、周波数フィルタリングは使用する非線形結晶の位相整合帯域で決まる。ポンプ光のパルス幅が６ｐｓ、位相整合帯域が９０ＧＨｚの場合、周波数上方変換される固有モードの数は約１である。
　よって、周波数上方変換では上記の時間－周波数フィルタリングに比べ２５．９ｄＢ（時間－周波数フィルタを通過できるモード数を３９２から１に低減）＋３ｄＢ（１偏光状態のみ周波数上方変換可能）＝２８．９ｄＢのＳ／Ｎ比の改善が可能である。
　量子パルスゲートでは、時間モードを選別することにより、さらに１０ｄＢ以上のＳ／Ｎ比の改善が得られる。
　量子パルスゲートでは、位相整合条件（エネルギー保存＋運動量保存）、群速度整合条件、帯域条件を満たす必要がある。
　群速度整合条件（信号光パルスとポンプ光パルスの群速度が同じ）は、非線形光学材料の波長分散および波長変換素子の構造分散で決まる。
　例えば、波長変換素子がＰＰＬＮの場合、信号光パルスの波長が１５５０ｎｍ、ポンプ光パルスの波長が８６０ｎｍのとき、信号光パルスとポンプ光パルスの群速度は一致し、信号光パルスは波長５５０ｎｍに周波数上方変換される。
　例えば、波長変換素子がＭｇＯ：ＰＰＬＮの場合、信号光パルスの波長が１５３２．１ｎｍ、ポンプ光パルスの波長が１５５６．６ｎｍのとき、信号光パルスとポンプ光パルスの群速度はほぼ一致し、信号光パルスは波長７７２ｎｍに周波数上方変換される。
　また、帯域条件（位相整合帯域＜ポンプ光帯域）は、結晶長とパルス幅で決まる。
　結晶長が短い場合、位相整合帯域が広く、パルス幅の狭いポンプ光が必要である。
　これらの条件を満たせば、ポンプ光パルスの波形を整形することにより信号光パルスのみを変換することができる。
　本実施形態では、量子パルスゲートと呼ばれる量子技術を光パルスによる時間分解測定に応用することで、通常の周波数－時間フィルタでは達成不可能な高いＳ／Ｎ比を実現し、ＯＣＴを凌ぐ撮影深度と高画質を可能とする新たな断層撮影技術の提供が可能である。　さらに、本実施形態のような断層撮影技術を脳血管構造の３次元計測に応用し、極限微弱光による脳深部の観察を実現することで、光遺伝学を用いた脳活動操作の適用範囲を拡大することができる。
　本実施形態では、観察対象内で多重反射して戻ってくる背景雑音を周波数上方変換による量子パルスゲートで除去する。また、中赤外領域の光をプローブ光として使用した場合には、周波数上方変換により信号光は高効率なシリコン光検出器が使用できる近赤外領域に変換されるため、強散乱体の断層撮影も可能となる。さらに、光検出器に単一光子検出器を用いることにより、微弱光照射による断層撮影が可能となり撮影深度も拡張できる。
　従来の技術（ＯＣＴ）では、光の干渉により断層画像を取得するが、本実施形態では、観察対象からの反射光を周波数上方変換により時間分解測定することで断層画像を取得する。
　本実施形態では、高いＳ／Ｎ比で断層撮影が可能となり、中赤外領域の光をプローブ光とすることで強散乱体の撮影が可能となり、微弱光照射による生物・生体試料の断層撮影が可能となる。
　本実施形態では、光検出に量子パルスゲートと呼ばれる量子技術を使用するが、断層撮影に使用する光源と光学部品は通常の光通信などで使用されているものを利用することができる。
　本実施形態では、量子パルスゲートにより、従来の技術と比べて、より鮮明に、より深部まで、画像化することが可能である。
　ここで、波長の選定としては、例えば、８１０ｎｍ、１０６４ｎｍ、１３１０ｎｍ、１５５０ｎｍといったＯＣＴ波長が考えられる。これらの波長は、例えば、生体断層撮影（生物・医療応用）に用いられてもよい。
　また、１６００～１７００ｎｍ（脂質・水吸収小）、３０００～４０００ｎｍ（中赤外領域）が考えられる。これらの波長は、例えば、薬剤コーティング、自動車・航空機の塗装、絵画（美術品）など、強散乱体の非浸食・非破壊検査（産業応用）に用いられてもよい。
　ＳＨＧ結晶を用いる場合の光源の構成（軸方向分解能）としては、例えば、フェムト秒レーザーから２波長切り出しが考えられる。
　擬似位相整合波長変換素子の選定としては、例えば、ＰＰＬＮ、ＰＰＫＴＰ、ＳＬＴによる群速度整合条件の探査が考えられる。例えば、Ｍｇ：ＳＬＴを用いた場合、プローブ光パルスの波長を３８８０ｎｍ、ポンプ光波長を８５０ｎｍとすることで信号光パルスを波長６９７．２５１６に周波数上方変換する量子パルスゲートを構成できる。その際、プローブ光パルスの光源としてはＯＰＯによる中赤外光源が考えられる。
　なお、観察対象の試料としては、生体試料に限られず、任意の試料が用いられてもよい。
　例えば、観察対象の試料として、網膜、前眼部、食道、ラミネイトパッケージ、錠剤、半導体などの測定対象に適用されてもよい。
　また、本実施形態における数値の例については、必ずしも本実施形態における数値に限られず、他の数値が用いられてもよい。
　一構成例として、量子断層撮影装置は、プローブ光パルスを試料に照射するプローブ光パルス照射部と、前記試料に照射される前記プローブ光パルスの反射光パルスのうち検出対象信号光パルスに対応する遅延および波形を有するポンプ光パルスを生成するポンプ光パルス生成部と、前記反射光パルスと前記ポンプ光パルスとの合成光パルスを入力し、量子パルスゲートにより前記ポンプ光パルスの前記遅延および前記波形に応じた周波数上方変換後の信号光パルスを出力する周波数上方変換部と、前記周波数上方変換部から出力された前記信号光パルスを検出する単一光子検出器と、を備える。
　一構成例として、量子断層撮影装置は、量子パルスゲート特性を有する光学素子を用いて、生体試料における所望の深さの断層画像情報を取得する量子断層撮影装置であって、プローブ光パルスを照射するプローブ光パルス照射部と、前記プローブ光パルス照射部から照射された前記プローブ光パルスを前記生体試料に照射してその反射光パルスを取得する光サーキュレータと、ポンプ光用パルスに遅延を与える遅延部および前記ポンプ光用パルスの波形整形を行う波形整形部を有し、前記遅延および前記波形整形が行われた結果をポンプ光パルスとして生成するポンプ光パルス生成部と、前記光サーキュレータにより取得された前記反射光パルスと前記ポンプ光パルス生成部により生成されたポンプ光パルスとを合成して、これらの合成光パルスを生成する合成部と、前記合成部により得られた前記合成光パルスを前記光学素子に入力して、前記光学素子が有する前記量子パルスゲート特性によって、前記合成光パルスに含まれる所望の信号光パルスの周波数を上方に変換した結果である上方変換後信号光パルスを出力する周波数上方変換部と、前記周波数上方変換部から出力された前記上方変換後信号光パルスを検出する単一光子検出器と、情報処理部と、を備え、前記情報処理部は、前記単一光子検出器により検出された前記上方変換後信号光パルスに基づいて前記生体試料の前記断層画像情報を取得し、前記生体試料における所望の深さの前記断層画像情報が得られるように前記遅延部による前記遅延および前記波形整形部による前記波形整形を制御し、前記遅延の大きさによって前記生体試料における深さごとに時間的に分解して前記断層画像情報を取得することを可能とするとともに、前記波形整形によって、前記生体試料における深さごとの反射光パルス波形に対応した前記ポンプ光パルスを生成し前記断層画像情報を取得することを可能とする。
　ここで、一構成例として、量子断層撮影装置は、光源部を備える。当該光源部は、レーザー光パルスを照射するレーザーと、前記レーザーから照射された前記レーザー光パルスを分岐する分岐部と、前記プローブ光パルス照射部を構成し、前記分岐部により分岐された一方の分岐レーザー光パルスから前記プローブ光パルスを生成する第１フィルタ（本実施形態では、波長フィルタ２１３）と、前記ポンプ光パルス生成部を構成し、前記分岐部により分岐された他方の分岐レーザー光パルスから前記ポンプ光用パルスを生成する第２フィルタ（本実施形態では、波長フィルタ２１４）と、を含む。
　（第２実施形態） 
　本実施形態では、図５を参照して説明する。
　本実施形態では、図２の例と異なる構成について詳しく説明し、図２の例と同様な構成については詳しい説明を省略する。
　また、本実施形態では、説明の便宜上、図５およびその説明において、図２の例と同様な構成については同じ符号を付して説明する。
　図５は、実施形態に係る量子断層撮影装置５０１の具体的な構成の一例を示す図である。
　本実施形態では、量子断層撮影装置５０１は、生体試料１１４からのラマン散乱光を検出することで試料の組成分布（タンパク質や脂質などの分布）を撮影する。
　このため、図５の例では、図２の例と比べて、このような撮影に対応するように一部の構成を変更している。
　量子断層撮影装置５０１は、図２の例における光源部１１１の代わりに、光源部５１１を備えている。
　光源部５１１は、レーザー６１１と、アンプシステム６１２と、波長可変ＴＷＩＮＯＰＡ６１３と、を備える。
　レーザー６１１は、アンプシステム６１２に光を照射する。
　レーザー６１１は、本実施形態では、８１０ｎｍモードロックチタンサファイアレーザーである。
　アンプシステム６１２は、レーザー６１１からの光を増幅して波長可変ＴＷＩＮＯＰＡ６１３に照射する。
　アンプシステム６１２は、本実施形態では、フェムト秒アンプシステムである。
　波長可変ＴＷＩＮＯＰＡ６１３は、アンプシステム６１２からの光を用いて、２個の独立した可変出力を出す。
　本実施形態では、これら２個の可変出力のうちの１個はプローブ光パルスＰ５０１であり、他の１個は遅延および波形整形を与える前のポンプ光パルス（本実施形態では、説明の便宜上、ポンプ光用パルスＰ５１１とも呼ぶ。）である。
　ここで、ＯＰＡ（Ｏｐｔｉｃａｌ　Ｐａｒａｍｅｔｒｉｃ　Ａｍｐｌｉｆｉｅｒ）は、光パラメトリック増幅器を表す。
　また、ＴＷＩＮは、２個の独立した可変出力を出すことを表す。
　光源部５１１は、図５の例では、図２の例と比べて、波長が離れた２個の光パルス（プローブ光パルスＰ５０１、ポンプ光用パルスＰ５１１）を出力する。
　プローブ光パルスＰ５０１は、光サーキュレータ１１２を介して、生体試料１１４に照射される。
　プローブ光パルスＰ５０１は、例えば、１００ｆｓよりも短く、５３３ｎｍ～２６００ｎｍの波長を有している。
　ポンプ光用パルスＰ５１１は、プログラマブル光遅延器１３１に入力される。
　ポンプ光用パルスＰ５１１は、例えば、１００ｆｓよりも短く、１１６０ｎｍ～９０００ｎｍの波長を有している。
　図５に示される光サーキュレータ１１２から生体試料１１４への経路では、図５の例では概略的に対物レンズ１１３を示しているが、例えば、当該経路に、分散補償器、２軸ガルバノミラー、広帯域スキャンレンズが順に備えられる構成であってもよい。
　また、それぞれの光を伝送するファイバとして、偏波保持ファイバが用いられてもよい。さらに、光サーキュレータ１１２とカプラ１１５との間、および、カプラ１１５と周波数上方変換モジュール５１２との間では、偏波保持および分散補償のファイバが用いられてもよい。
　図５の例では、プログラマブル光フィルタ１３２から出力されるポンプ光パルスＰ５１２と、光サーキュレータ１１２からのラマン散乱光パルスＰ５０３と、がカプラ１１５により合成されて、これらの合成光パルスが周波数上方変換モジュール５１２に入力される。
　量子断層撮影装置５０１は、図２の例における周波数上方変換モジュール１１６の代わりに、周波数上方変換モジュール５１２を備えている。
　周波数上方変換モジュール５１２は、図２の例における周波数上方変換モジュール１１６の結晶（非線形結晶）とは異なる結晶（非線形結晶）を用いて構成されている。
　当該結晶は、生体試料１１４からのラマン散乱光に対応している。
　量子断層撮影装置５０１では、情報処理部１４１は、図２の例における制御の代わりに、ラマン散乱光に対応する制御（情報処理）を行う。
　例えば、情報処理部１４１は、生体試料１１４における所望のラマン散乱光画像情報が得られるように遅延部（プログラマブル光遅延器１３１）による遅延および波形整形部（プログラマブル光フィルタ１３２）による波形整形を制御し、当該遅延の大きさによって生体試料１１４における深さごとに時間的に分解してラマン散乱光画像情報を取得することを可能とするとともに、当該波形整形によって、生体試料１１４における深さごとのラマン散乱光パルス波形に対応したポンプ光パルスを生成しラマン散乱光画像情報を取得することを可能とする。
　ここで、図５の例では、図２の例と比べて、下記（Ａ１）～（Ａ５）が相違している。
　（Ａ１）図２の例では、生体試料１１４からの反射光を取得したが、本実施形態では、プローブ光を生体試料１１４に当てたときのラマン散乱光を取得する。
　（Ａ２）上記（Ａ１）を実現するために、図２の例と比べて、ポンプ光の波長を変えている。
　（Ａ３）上記（Ａ２）を実現するために、図２の例と比べて、プローブ光とポンプ光との波長差を大きくしている。
　これを実現するために、１つの光源を用いる場合、光パラメトリック増幅器（ＯＰＡ）を使用してレーザー光を周波数変換する構成としている。なお、他の構成例として、２つの光源（プローブ光の光源、ポンプ光の光源）を用いる構成としてもよい。
　例えば、プローブ光の波長を一定として、ポンプ光の波長を切り替えてもよい。
　ここで、ポンプ光の波長はプローブ光パルスにより発生するラマン散乱光とポンプ光パルスの非線形結晶内での群速度が同じになるように決めている。プローブ光とポンプ光との波長差は、ＳＦＧに使用する非線形結晶の材料によって決まる。
　（Ａ４）上記（Ａ１）を実現するために、図２の例におけるＳＦＧ周波数上方変換モジュールのところで、図２の例とは異なる非線形結晶（本実施形態では、ＳＬＴ）を使用する。
　なお、図２の例の系および図５の例の系では、例えば、断層撮影とラマン散乱光による組成分布の撮影とで異なる非線形結晶を使用する（結晶を切り替える）ように手動または自動で制御することで、いずれの系においても、断層撮影とラマン散乱による組成分布の撮影との両方が可能である。
　（Ａ５）本実施形態では、試料としては、生体試料でなくてもよく、例えば、自動車の塗装またはコーティングの試料、あるいは、半導体の試料、などに適用することも可能である。本実施形態では、単一光子検出器１１７の検出結果から、試料（生体試料または他の試料）の組成を知ることができる。
　例えば、プローブ光の波長を一定として、ポンプ光の波長を幾つか切り替えることで、生体試料について、観測する組成成分（例えば、タンパク質、脂肪、など）を切り替えることができる。
　また、例えば、生体以外の物体を試料として、非破壊検査を行うことも可能である。
　具体例として、水分を含む生体試料については、１０６４ｎｍのプローブ光および３１１３ｎｍのポンプ光とする。また、水分を含まない半導体などの物体の試料については、３１１３ｎｍのプローブ光および１０６４ｎｍのポンプ光として、試料のより深いところの観測が可能であり、例えば、黒体輻射等の中赤外特有のノイズを抑圧することができる。
　以上のように、本実施形態に係る量子断層撮影装置５０１では、画像化できる深さを拡張し、高いコントラスト（高いＳ／Ｎ比）の画像を得ることができ、これにより、生体試料１１４からのラマン散乱光を検出することで生体試料１１４の組成分布（タンパク質や脂質などの分布）を撮影することを精度良く行うことができる。
　また、本実施形態に係る量子断層撮影装置５０１では、例えば、生体試料１１４ばかりでなく、生体以外の試料についても、同様な効果を得ることが可能である。
　以下で、さらに説明する。
　例えば、図２に示される光学系（量子断層撮影装置１０１）の構成と、図５に示される光学系（量子断層撮影装置５０１）の構成とは、それぞれ独立に実施されてもよい。
　また、例えば、同一の生体試料１１４について、図２に示される光学系によって断層撮影を行うとともに、図５に示される光学系によってラマン散乱光を用いた撮影を行ってもよい。
　＜図２の例について＞
　図２の例では、例えば、生体試料に照射するプロープ光パルスには、水の吸収が極小となる「生体の窓」として知られる波長１０６４ｎｍの光パルスを使用する。この場合、Ｍｇ：ＳＬＴ結晶を非線形媒質とし、中赤外領域の波長３１１３ｎｍの光パルスをポンプとすることで、ＱＰＧに要求される群速度条件は満たされる。ここで、長さ１０ｍｍの非線形結晶と時間幅が１００ｆｓ以下のポンプ光パルスを使用することで、ポンプ光パルスの周波数帯域が位相整合帯域よりも広くなり、第２のＱＰＧの条件を満たすことができる。逆に、波長３１１３ｎｍの光パルスをプロープ光とし、波長１０６４ｎｍの光パルスをポンプとすることで、光散乱の強い試料の断層撮影も可能となる。その際、中赤外領域の光検出において背景雑音となる黒体輻射もＱＰＧにより除去することができる。
　＜図５の例について＞
　一方、生体試料に光パルスを照射すると、生体分子の分子振動を反映した自発ラマン散乱光が発生する。この自発ラマン散乱光の波長は、生体試料に照射するプロープ光パルスの波長に依存する。例えば、生体内部での光吸収および光散乱を抑制するために波長１０６４ｎｍの光パルスを生体試料に照射する。この場合、脂質およびタンパク質を構成する分子振動に起因するラマンシフトはそれぞれ２８５０ｃｍ－１と２９３０ｃｍ－１であり、対応する自発ラマン散乱光の波長は１５２６．７ｎｍと１５４５．６ｎｍである。これらの自発ラマン散乱光をＱＰＧにより高いＳ／Ｎ比で検出するために、長さ１０ｍｍのＭｇ：ＳＬＴ結晶を用い、中赤外領域の波長２１７５ｎｍと２１４５ｎｍの光パルスをそれぞれのポンプとする。ＱＰＧにより自発ラマン散乱光を時間分解測定し、生体試料の断層画像に分子構造に関する情報を付加する。
　本実施形態では、具体的には、図５に示される光学系を構築して、生体試料の断層撮影を行う。生体試料１１４に照射するプローブ光パルスＰ５０１とポンプ光用パルスＰ５１１の生成には、フェムト秒アンプシステム（アンプシステム６１２）で増幅したモードロックチタンサファイアレーザー（レーザー６１１）をポンプ光とした光パラメトリック増幅器（波長可変ＴＷＩＮＯＰＡ６１３）を使用する。
　本実施形態では、波長可変ＴＷＩＮＯＰＡ６１３は、５３３ｎｍ～２６００ｎｍと１１６０ｎｍ～９０００ｎｍの波長範囲から独立に２波長を選んで出力することができる。パルス幅は４０～５０ｆｓであり、１０μｍ以下の試料深さ方向の分解能の達成が図られる。
　生体試料１１４への光パルスの照射には、例えば、２軸ガルバノミラーを使用する。これにより、高速な３次元断層撮影を可能とする。生体試料１１４からの反射光パルスは光サーキュレータ１１２によりファイバーカプラ（カプラ１１５）に送られる。ポンプ光用パルスＰ５１１には、光遅延器（プログラマブル光遅延器１３１）で時間遅延を与え、光フィルタ（プログラマブル光フィルタ１３２）により波形整形を行うことで、遅延および波形整形が与えられたポンプ光用パルス（ポンプ光パルスＰ５１２）を生成する。
　ファイバーカプラ（カプラ１１５）で反射光パルス（ラマン散乱光パルスＰ５０３）とポンプ光パルスＰ５１２を合波して周波数上方変換モジュール５１２に送る。
　ここで、波長１０６４ｎｍ（または、３１１３ｎｍ）の信号光パルスは波長７９３ｎｍに変換される。また、波長１５５０ｎｍ帯の自発ラマン散乱光は、それぞれ波長８９６ｎｍと波長８９８ｎｍに変換される。これらの周波数上方変換された光子はシリコン雪崩フォトダイオードを用いた単一光子検出器１１７（ＳＰＣＭ：検出効率～ ８５％＠７００ｎｍ、暗係数：１００ｃｏｕｎｔ／ｓｅｃ） で検出される。
　なお、光遅延器（プログラマブル光遅延器１３１）、光フィルタ（プログラマブル光フィルタ１３２）、および、２軸ガルバノミラーの制御、並びに、単一光子検出器１１７からのデータ取得は、ＦＰＧＡ１５１により行う。
　例えば、最終的に、生体内部で反射される波長１０６４ｎｍの信号光パルスの時間分解測定で得られる断層画像に波長１５５０ｎｍ帯の自発ラマン散乱光の時間分解測定で得られる脂質とタンパク質に関する情報を重畳することができる。これにより、例えば、アルツハイマー病モデルマウスの脳内アミロイドβ蓄積を無染色で可視化できることなどが可能である。
　このように、本実施形態では、生体試料１１４の断層画像を取得するばかりでなく、断層画像にラマン散乱光の波長から得られる生体試料１１４の組成に関する情報を重畳することができる。
　また、本実施形態では、１０６４ｎｍと３１１３ｎｍの光パルスをＳＬＴという非線形結晶で周波数上方変換するといった、波長とＳＬＴ結晶との組み合わせにより、２つの光パルスの群速度を一致させており、背景雑音の抑圧を実現している。
　ここで、１０６４ｎｍの光パルスを生体試料１１４のプローブに使用すると、ラマン散乱光が１５５０ｎｍ帯に発生する。このラマン散乱光についても、ＳＬＴ結晶を使用すると、２μｍ帯の光パルスをポンプ光とすることで、群速度を一致させることができる。
　なお、群速度が一致するかどうかは非線形結晶の物性と使用する光パルスの波長で決まるため、本例のような波長とＳＬＴ結晶との組み合わせには特徴がある。
　［撮影対象を切り替え可能な量子断層撮影装置］
　例えば、図２に示されるような光学系と、図５に示されるような光学系と、を切り替えることで、撮影対象を切り替え可能な量子断層撮影装置が実施されてもよい。
　図６は、実施形態に係る量子断層撮影装置７０１の具体的な構成の一例を示す図である。
　本例では、図２の例と異なる構成について詳しく説明し、図２の例と同様な構成については詳しい説明を省略する。
　また、本例では、説明の便宜上、図６およびその説明において、図２の例と同様な構成については同じ符号を付して説明する。
　量子断層撮影装置７０１は、図２の例における光源部１１１の代わりに、光源部７１１を備えている。
　光源部７１１は、波長切替部８１１を備える。
　波長切替部８１１は、図２の例のように反射光を用いた量子断層撮影を行う場合と、図５の例のようにラマン散乱光を用いた量子断層撮影を行う場合とで、それぞれに合わせるように、プローブ光パルスおよびポンプ光パルスのうちの少なくとも一方の波長を切り替える。
　例えば、波長切替部８１１は、図２の例のように反射光を用いた量子断層撮影を行う場合と、図５の例のようにラマン散乱光を用いた量子断層撮影を行う場合とで、それぞれに合わせるように、ポンプパルス光の波長を切り替えてもよい。
　量子断層撮影装置７０１は、図２の例における周波数上方変換モジュール１１６の代わりに、周波数上方変換モジュール７１６を備えている。
　周波数上方変換モジュール７１６は、結晶切替部８１２を備える。
　結晶切替部８１２は、図２の例における結晶と、図５の例における他の結晶と、を有しており、図２の例のように反射光を用いた量子断層撮影を行う場合と、図５の例のようにラマン散乱光を用いた量子断層撮影を行う場合とで、それぞれに合わせるように、周波数上方変換に使用される結晶を切り替える。
　ここで、光源部７１１における波長切替部８１１の切り替え、および、周波数上方変換モジュール７１６における結晶切替部８１２の切り替えは、ＦＰＧＡ１５１によって制御される。
　なお、図２の例のように反射光を用いた量子断層撮影を行う場合と、図５の例のようにラマン散乱光を用いた量子断層撮影を行う場合とで、光学系における他の構成部分の切り替えが行われてもよい。
　また、他の構成例として、周波数上方変換モジュール７１６の結晶として、図２の例のように反射光を用いた量子断層撮影を行う場合と、図５の例のようにラマン散乱光を用いた量子断層撮影を行う場合とで、共通の結晶が用いられてもよい。
　このように、図６の例に係る量子断層撮影装置７０１では、図２の例のように反射光を用いた量子断層撮影を行う場合と、図５の例のようにラマン散乱光を用いた量子断層撮影を行う場合とで、所定の切り替えを行うことで、総じて、生体試料１１４の断層画像を取得するとともに、当該断層画像にラマン散乱光の波長から得られる生体試料１１４の組成に関する情報を重畳することができる。
　これにより、図６の例に係る量子断層撮影装置７０１では、生体試料１１４のいずれの断層箇所にどのような組成が存在するのかを把握することができる。
　また、図６の例に係る量子断層撮影装置７０１では、例えば、生体以外の試料についても、同様な効果を得ることが可能である。
　［構成例］
　＜構成例１＞～＜構成例５＞を示す。
　＜構成例１＞
　量子パルスゲート特性を有する光学素子を用いて、試料における所望の画像情報を取得する量子断層撮影装置であって、
　プローブ光パルスとポンプ光用パルスを出力する光源部と、
　前記プローブ光パルスを前記試料に照射してそれに応じた光パルスを取得する光サーキュレータと、
　前記ポンプ光用パルスに遅延を与える遅延部および前記ポンプ光用パルスの波形整形を行う波形整形部を有し、前記遅延および前記波形整形が行われた結果をポンプ光パルスとして生成するポンプ光パルス生成部と、
　前記光サーキュレータにより取得された前記光パルスと前記ポンプ光パルス生成部により生成されたポンプ光パルスとを合成して、これらの合成光パルスを生成する合成部と、
　前記合成部により得られた前記合成光パルスを前記光学素子に入力して、前記光学素子が有する前記量子パルスゲート特性によって、前記合成光パルスに含まれる所望の信号光パルスの周波数を上方に変換した結果である上方変換後信号光パルスを出力する周波数上方変換部と、
　前記周波数上方変換部から出力された前記上方変換後信号光パルスを検出する単一光子検出器と、
　情報処理部と、
　を備え、
　前記情報処理部は、
　前記単一光子検出器により検出された前記上方変換後信号光パルスに基づいて前記試料の前記画像情報を取得する、
　量子断層撮影装置。
　＜構成例２＞
　前記光学素子を用いて、前記試料における所望の深さの断層画像情報を取得する量子断層撮影装置であって、
　前記試料は、生体試料であり、
　前記光源部は、
　レーザー光パルスを照射するレーザーと、
　前記レーザーから照射された前記レーザー光パルスを分岐する分岐部と、
　プローブ光パルス照射部を構成し、前記分岐部により分岐された一方の分岐レーザー光パルスから前記プローブ光パルスを生成する第１フィルタと、
　前記ポンプ光パルス生成部を構成し、前記分岐部により分岐された他方の分岐レーザー光パルスから前記ポンプ光用パルスを生成する第２フィルタと、
　を含み、
　前記光サーキュレータは、前記プローブ光パルス照射部から照射された前記プローブ光パルスを前記試料に照射してその反射光パルスを取得し、
　前記合成部は、前記光サーキュレータにより取得された前記反射光パルスと前記ポンプ光パルス生成部により生成されたポンプ光パルスとを合成して、これらの合成光パルスを生成し、
　前記情報処理部は、
　前記単一光子検出器により検出された前記上方変換後信号光パルスに基づいて前記試料の前記断層画像情報を取得し、
　前記試料における所望の深さの前記断層画像情報が得られるように前記遅延部による前記遅延および前記波形整形部による前記波形整形を制御し、前記遅延の大きさによって前記試料における深さごとに時間的に分解して前記断層画像情報を取得することを可能とするとともに、前記波形整形によって、前記試料における深さごとの反射光パルス波形に対応した前記ポンプ光パルスを生成し前記断層画像情報を取得することを可能とする、
　＜構成例１＞に記載の量子断層撮影装置。
　＜構成例３＞
　前記光学素子を用いて、前記試料における所望のラマン散乱光画像情報を取得する量子断層撮影装置であって、
　前記光サーキュレータは、前記プローブ光パルスを前記試料に照射してラマン散乱光パルスを取得し、
　前記合成部は、前記光サーキュレータにより取得された前記ラマン散乱光パルスと前記ポンプ光パルス生成部により生成された前記ポンプ光パルスとを合成して、これらの合成光パルスを生成し、
　前記情報処理部は、
　前記単一光子検出器により検出された前記上方変換後信号光パルスに基づいて前記試料の前記ラマン散乱光画像情報を取得し、
　前記試料における所望の前記ラマン散乱光画像情報が得られるように前記遅延部による前記遅延および前記波形整形部による前記波形整形を制御し、前記遅延の大きさによって前記試料における深さごとに時間的に分解して前記ラマン散乱光画像情報を取得することを可能とするとともに、前記波形整形によって、前記試料における深さごとのラマン散乱光パルス波形に合った前記ポンプ光パルスを生成し前記ラマン散乱光画像情報を取得することを可能とする、
　＜構成例１＞に記載の量子断層撮影装置。
　＜構成例４＞
　前記光学素子を用いて、前記試料における所望の深さの断層画像情報および所望のラマン散乱光画像情報を取得する量子断層撮影装置であって、
　前記光源部は、前記断層画像情報を取得する第１態様と、前記ラマン散乱光画像情報を取得する第２態様と、で前記プローブ光パルスおよび前記ポンプ光用パルスのうちの少なくとも一方の波長を切り替える、
　＜構成例１＞に記載の量子断層撮影装置。
　＜構成例５＞
　前記周波数上方変換部は、前記第１態様と、前記第２態様と、で前記光学素子を切り替える、
　＜構成例４＞に記載の量子断層撮影装置。
　＜構成例６＞
　前記光学素子は、ＳＬＴを用いて構成される、
　＜構成例１＞に記載の量子断層撮影装置。
　ここで、ＳＬＴを用いて量子パルスゲート特性を有する光学素子を構成することは、＜構成例１＞～＜構成例５＞の任意の構成例で採用されてもよい。
　このような構成により、例えば、ＳＬＴを使用することで、中赤外のプローブ光を検出できるＱＰＧを構成することができる。また、中赤外光の光検出にＳＬＴを用いたＱＰＧを使用することで、黒体輻射による背景雑音を除去することができる。
　なお、「ＳＬＴを使用することで、中赤外のプローブ光を検出できるＱＰＧを構成する」構成は、例えば、以上の実施形態に関わらず、任意のシステム（または、装置などと呼ばれてもよい）等に適用されてもよく、これにより、中赤外のプローブ光を検出できるという効果が得られる。
　また、「中赤外光の光検出にＳＬＴを用いたＱＰＧを使用する」構成は、例えば、以上の実施形態に関わらず、任意のシステム（または、装置などと呼ばれてもよい）等に適用されてもよく、これにより、黒体輻射による背景雑音を除去できるという効果が得られる。
　なお、以上に説明した任意の装置における任意の構成部の機能を実現するためのプログラムを、コンピューター読み取り可能な記録媒体に記録し、そのプログラムをコンピューターシステムに読み込ませて実行するようにしてもよい。なお、ここでいう「コンピューターシステム」とは、オペレーティングシステムあるいは周辺機器等のハードウェアを含むものとする。また、「コンピューター読み取り可能な記録媒体」とは、フレキシブルディスク、光磁気ディスク、ＲＯＭ、ＣＤ（Ｃｏｍｐａｃｔ　Ｄｉｓｃ）－ＲＯＭ（Ｒｅａｄ　Ｏｎｌｙ　Ｍｅｍｏｒｙ）等の可搬媒体、コンピューターシステムに内蔵されるハードディスク等の記憶装置のことをいう。さらに「コンピューター読み取り可能な記録媒体」とは、インターネット等のネットワークあるいは電話回線等の通信回線を介してプログラムが送信された場合のサーバーあるいはクライアントとなるコンピューターシステム内部の揮発性メモリのように、一定時間プログラムを保持しているものも含むものとする。当該揮発性メモリは、例えば、ＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ　Ａｃｃｅｓｓ　Ｍｅｍｏｒｙ）であってもよい。記録媒体は、例えば、非一時的記録媒体であってもよい。
　また、上記のプログラムは、このプログラムを記憶装置等に格納したコンピューターシステムから、伝送媒体を介して、あるいは、伝送媒体中の伝送波により他のコンピューターシステムに伝送されてもよい。ここで、プログラムを伝送する「伝送媒体」は、インターネット等のネットワークあるいは電話回線等の通信回線のように情報を伝送する機能を有する媒体のことをいう。
　また、上記のプログラムは、前述した機能の一部を実現するためのものであってもよい。さらに、上記のプログラムは、前述した機能をコンピューターシステムにすでに記録されているプログラムとの組み合わせで実現できるもの、いわゆる差分ファイルであってもよい。差分ファイルは、差分プログラムと呼ばれてもよい。
　また、以上に説明した任意の装置における任意の構成部の機能は、プロセッサーにより実現されてもよい。例えば、実施形態における各処理は、プログラム等の情報に基づき動作するプロセッサーと、プログラム等の情報を記憶するコンピューター読み取り可能な記録媒体により実現されてもよい。ここで、プロセッサーは、例えば、各部の機能が個別のハードウェアで実現されてもよく、あるいは、各部の機能が一体のハードウェアで実現されてもよい。例えば、プロセッサーはハードウェアを含み、当該ハードウェアは、デジタル信号を処理する回路およびアナログ信号を処理する回路のうちの少なくとも一方を含んでもよい。例えば、プロセッサーは、回路基板に実装された１または複数の回路装置、あるいは、１または複数の回路素子のうちの一方または両方を用いて、構成されてもよい。回路装置としてはＩＣ（Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ　Ｃｉｒｃｕｉｔ）などが用いられてもよく、回路素子としては抵抗あるいはキャパシターなどが用いられてもよい。
　ここで、プロセッサーは、例えば、ＣＰＵであってもよい。ただし、プロセッサーは、ＣＰＵに限定されるものではなく、例えば、ＧＰＵ（Ｇｒａｐｈｉｃｓ　Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ　Ｕｎｉｔ）、あるいは、ＤＳＰ（Ｄｉｇｉｔａｌ　Ｓｉｇｎａｌ　Ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ）等のような、各種のプロセッサーが用いられてもよい。また、プロセッサーは、例えば、ＡＳＩＣ（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ　Ｓｐｅｃｉｆｉｃ　Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ　Ｃｉｒｃｕｉｔ）によるハードウェア回路であってもよい。また、プロセッサーは、例えば、複数のＣＰＵにより構成されていてもよく、あるいは、複数のＡＳＩＣによるハードウェア回路により構成されていてもよい。また、プロセッサーは、例えば、複数のＣＰＵと、複数のＡＳＩＣによるハードウェア回路と、の組み合わせにより構成されていてもよい。また、プロセッサーは、例えば、アナログ信号を処理するアンプ回路あるいはフィルタ回路等のうちの１以上を含んでもよい。
　以上、この開示の実施形態について図面を参照して詳述してきたが、具体的な構成はこの実施形態に限られるものではなく、この開示の要旨を逸脱しない範囲の設計等も含まれる。
１、１０１、５０１、７０１…量子断層撮影装置、１０、２１１、６１１…レーザー、１１…プローブ光パルス照射部、１２、２１２…分岐部、１３、１１２…光サーキュレータ、１４…ポンプ光パルス生成部、１５…合成部、１６…周波数上方変換部、１７、１１７、３１２…単一光子検出器、１８、１４１…情報処理部、３１…第１コンピューター、３２…第２コンピューター、１１１、５１１、７１１…光源部、１１３…対物レンズ、１１４、３３１…生体試料、１１５…カプラ、１１６、５１２、７１６…周波数上方変換モジュール、１３１…プログラマブル光遅延器、１３２…プログラマブル光フィルタ（波形整形器）、１５１…ＦＰＧＡ、１５２…情報処理装置、１５３…ステージ、２１３、２１４…波長フィルタ、３１１…量子パルスゲート、６１２…アンプシステム、６１３…波長可変ＴＷＩＮＯＰＡ、８１１…波長切替部、８１２…結晶切替部

Claims (6)

  1. 　量子パルスゲート特性を有する光学素子を用いて、試料における所望の画像情報を取得する量子断層撮影装置であって、
    　プローブ光パルスとポンプ光用パルスを出力する光源部と、
    　前記プローブ光パルスを前記試料に照射してそれに応じた光パルスを取得する光サーキュレータと、
    　前記ポンプ光用パルスに遅延を与える遅延部および前記ポンプ光用パルスの波形整形を行う波形整形部を有し、前記遅延および前記波形整形が行われた結果をポンプ光パルスとして生成するポンプ光パルス生成部と、
    　前記光サーキュレータにより取得された前記光パルスと前記ポンプ光パルス生成部により生成されたポンプ光パルスとを合成して、これらの合成光パルスを生成する合成部と、
    　前記合成部により得られた前記合成光パルスを前記光学素子に入力して、前記光学素子が有する前記量子パルスゲート特性によって、前記合成光パルスに含まれる所望の信号光パルスの周波数を上方に変換した結果である上方変換後信号光パルスを出力する周波数上方変換部と、
    　前記周波数上方変換部から出力された前記上方変換後信号光パルスを検出する単一光子検出器と、
    　情報処理部と、
    　を備え、
    　前記情報処理部は、
    　前記単一光子検出器により検出された前記上方変換後信号光パルスに基づいて前記試料の前記画像情報を取得する、
    　量子断層撮影装置。
  2. 　前記光学素子を用いて、前記試料における所望の深さの断層画像情報を取得する量子断層撮影装置であって、
    　前記試料は、生体試料であり、
    　前記光源部は、
    　レーザー光パルスを照射するレーザーと、
    　前記レーザーから照射された前記レーザー光パルスを分岐する分岐部と、
    　プローブ光パルス照射部を構成し、前記分岐部により分岐された一方の分岐レーザー光パルスから前記プローブ光パルスを生成する第１フィルタと、
    　前記ポンプ光パルス生成部を構成し、前記分岐部により分岐された他方の分岐レーザー光パルスから前記ポンプ光用パルスを生成する第２フィルタと、
    　を含み、
    　前記光サーキュレータは、前記プローブ光パルス照射部から照射された前記プローブ光パルスを前記試料に照射してその反射光パルスを取得し、
    　前記合成部は、前記光サーキュレータにより取得された前記反射光パルスと前記ポンプ光パルス生成部により生成されたポンプ光パルスとを合成して、これらの合成光パルスを生成し、
    　前記情報処理部は、
    　前記単一光子検出器により検出された前記上方変換後信号光パルスに基づいて前記試料の前記断層画像情報を取得し、
    　前記試料における所望の深さの前記断層画像情報が得られるように前記遅延部による前記遅延および前記波形整形部による前記波形整形を制御し、前記遅延の大きさによって前記試料における深さごとに時間的に分解して前記断層画像情報を取得することを可能とするとともに、前記波形整形によって、前記試料における深さごとの反射光パルス波形に合った前記ポンプ光パルスを生成し前記断層画像情報を取得することを可能とする、
    　請求項１に記載の量子断層撮影装置。
  3. 　前記光学素子を用いて、前記試料における所望のラマン散乱光画像情報を取得する量子断層撮影装置であって、
    　前記光サーキュレータは、前記プローブ光パルスを前記試料に照射してラマン散乱光パルスを取得し、
    　前記合成部は、前記光サーキュレータにより取得された前記ラマン散乱光パルスと前記ポンプ光パルス生成部により生成された前記ポンプ光パルスとを合成して、これらの合成光パルスを生成し、
    　前記情報処理部は、
    　前記単一光子検出器により検出された前記上方変換後信号光パルスに基づいて前記試料の前記ラマン散乱光画像情報を取得し、
    　前記試料における所望の前記ラマン散乱光画像情報が得られるように前記遅延部による前記遅延および前記波形整形部による前記波形整形を制御し、前記遅延の大きさによって前記試料における深さごとに時間的に分解して前記ラマン散乱光画像情報を取得することを可能とするとともに、前記波形整形によって、前記試料における深さごとのラマン散乱光パルス波形に合った前記ポンプ光パルスを生成し前記ラマン散乱光画像情報を取得することを可能とする、
    　請求項１に記載の量子断層撮影装置。
  4. 　前記光学素子を用いて、前記試料における所望の深さの断層画像情報および所望のラマン散乱光画像情報を取得する量子断層撮影装置であって、
    　前記光源部は、前記断層画像情報を取得する第１態様と、前記ラマン散乱光画像情報を取得する第２態様と、で前記プローブ光パルスおよび前記ポンプ光用パルスのうちの少なくとも一方の波長を切り替える、
    　請求項１に記載の量子断層撮影装置。
  5. 　前記周波数上方変換部は、前記第１態様と、前記第２態様と、で前記光学素子を切り替える、
    　請求項４に記載の量子断層撮影装置。
  6. 　前記光学素子は、ＳＬＴを用いて構成される、
    　請求項１に記載の量子断層撮影装置。
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