WO2019142896A1 - 生体組織分析装置および生体組織分析方法 - Google Patents

生体組織分析装置および生体組織分析方法 Download PDF

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WO2019142896A1
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light
wavelength
biological tissue
unit
emitted
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PCT/JP2019/001414
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Inventor
小出　珠貴
周太郎 石田
Original Assignee
株式会社アサヒビジョン
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A61B3/14—Arrangements specially adapted for eye photography

Definitions

  • the present invention relates to a biological tissue analysis apparatus and a biological tissue analysis method.
  • Patent Document 1 An apparatus for noninvasively measuring a living tissue such as an eyeball by an optical method has been conventionally proposed (for example, Patent Document 1 etc.).
  • wavelength sweeping optical coherence tomography wavelength sweeping OCT or SS-OCT: Swept Source Optical Coherence Tomography
  • wavelength sweep type optical coherence tomography a plurality of devices must be used for wavelength tuning, so the configuration of the device is complicated and operation becomes complicated.
  • the present invention has an object of providing a living tissue analysis device and a living tissue analysis method capable of easily analyzing the depth of living tissue with a device having a simple configuration.
  • the biological tissue analysis apparatus of the present invention includes a light irradiation means, a light separation means, and a spectroscopic means, and the light irradiation means irradiates light to the biological tissue, and the light separation means
  • the emitted light emitted from the living tissue which has been irradiated with the light is separated according to the position of the space of the living tissue, and the light is split by the spectral means to irradiate the living tissue, or
  • the emitted light emitted from the living tissue irradiated with the light is separated by the light separating means, and at least one of coherent anti-Stokes Raman spectroscopy (CARS), spontaneous Raman scattering and optical coherence tomography (OCT)
  • CARS coherent anti-Stokes Raman spectroscopy
  • OCT optical coherence tomography
  • the living tissue analysis method of the present invention comprises an irradiating step of irradiating light to living tissue, and a light separating step of separating outgoing light emitted from the irradiated living tissue according to the position of the space of the living tissue; And c) dispersing the light to be irradiated to the living tissue or separating the outgoing light emitted from the irradiated living tissue, coherent anti-Stokes Raman spectroscopy (CARS), spontaneous Raman scattering And analyzing the tissue internal structure of the living tissue by at least one of optical coherence tomography (OCT).
  • CARS coherent anti-Stokes Raman spectroscopy
  • OCT optical coherence tomography
  • the present invention it is possible to provide a living tissue analysis device and a living tissue analysis method capable of easily analyzing the depth of living tissue with a device having a simple configuration.
  • FIG. 1 is a view showing an example of the configuration of a living tissue analysis apparatus of the present invention.
  • FIG. 2 is a view showing another example of the configuration of the biological tissue analysis apparatus of the present invention.
  • FIG. 3 is a diagram showing still another example of the configuration of the biological tissue analysis apparatus of the present invention.
  • FIG. 4 is a diagram showing still another example of the configuration of the biological tissue analysis apparatus of the present invention.
  • FIG. 5 is a diagram showing still another example of the configuration of the biological tissue analysis apparatus of the present invention.
  • FIG. 6 is a diagram showing still another example of the configuration of the biological tissue analysis apparatus of the present invention.
  • FIG. 7 is a diagram showing still another example of the configuration of the biological tissue analysis apparatus of the present invention.
  • FIG. 1 is a view showing an example of the configuration of a living tissue analysis apparatus of the present invention.
  • FIG. 2 is a view showing another example of the configuration of the biological tissue analysis apparatus of the present invention.
  • FIG. 3 is a diagram showing still another example of the
  • FIG. 8 is a diagram showing still another example of the configuration of the biological tissue analysis apparatus of the present invention.
  • FIG. 9 is a view showing still another example of the configuration of the biological tissue analysis apparatus of the present invention.
  • FIG. 10 is a diagram showing still another example of the configuration of the biological tissue analysis apparatus of the present invention.
  • FIG. 11 is a diagram showing still another example of the configuration of the biological tissue analysis apparatus of the present invention.
  • FIG. 12 is a graph showing an example of the function of the wavelength selection filter.
  • FIG. 13 is a diagram showing an example of the configuration of the wavelength selection filter.
  • FIG. 14 is a schematic view showing the concept of three-dimensional spectroscopic analysis in which the wavelength is changed.
  • FIG. 15 is a diagram showing still another example of the configuration of the biological tissue analysis apparatus of the present invention.
  • FIG. 15 is a diagram showing still another example of the configuration of the biological tissue analysis apparatus of the present invention.
  • FIG. 16 is a diagram showing an example of a biological tissue analysis method using the biological tissue analysis apparatus of FIG.
  • FIG. 17 is a diagram showing an example of a biological tissue analysis method using the biological tissue analysis apparatus of FIG.
  • FIG. 18 is a diagram showing an example of a biological tissue analysis method using the biological tissue analysis apparatus of FIG.
  • FIG. 19 is a diagram showing an example of a biological tissue analysis method using the biological tissue analysis apparatus of FIG.
  • FIG. 20 is a diagram showing still another example of the configuration of the biological tissue analysis apparatus of the present invention.
  • FIG. 21 is a diagram showing an example of a biological tissue analysis method using the biological tissue analysis apparatus of FIG.
  • FIG. 22 is a diagram showing an example of a biological tissue analysis method using the biological tissue analysis apparatus of FIG. FIG.
  • FIG. 23 is a diagram showing an example of a biological tissue analysis method using the biological tissue analysis apparatus of FIG.
  • FIG. 24 is a diagram showing an example of a biological tissue analysis method using the biological tissue analysis apparatus of FIG.
  • FIG. 25 is a diagram showing an example of a biological tissue analysis method using the biological tissue analysis apparatus of FIG.
  • FIG. 26 is a diagram showing still another example of the configuration of the biological tissue analysis apparatus of the present invention.
  • FIG. 27 is a diagram showing an example of a biological tissue analysis method using the biological tissue analysis apparatus of FIG.
  • FIG. 28 is a diagram showing an example of a biological tissue analysis method using the biological tissue analysis apparatus of FIG.
  • FIG. 29 is a diagram showing still another example of the configuration of the biological tissue analysis apparatus of the present invention.
  • FIG. 30 is a diagram showing an example of a biological tissue analysis method using the biological tissue analysis apparatus of FIG.
  • FIG. 31 is a diagram showing an example of a biological tissue analysis method using the biological tissue analysis apparatus of FIG.
  • FIG. 32 is a diagram showing an example of a biological tissue analysis method using the biological tissue analysis apparatus of FIG.
  • FIG. 33 is a diagram showing an example of a biological tissue analysis method using the biological tissue analysis apparatus of FIG.
  • FIG. 34 is a diagram showing still another example of the configuration of the biological tissue analysis apparatus of the present invention.
  • FIG. 35 is a diagram showing an example of a biological tissue analysis method using the biological tissue analysis apparatus of FIG.
  • FIG. 36 is a diagram showing an example of a biological tissue analysis method using the biological tissue analysis apparatus of FIG. FIG.
  • FIG. 37 is a diagram showing an example of a biological tissue analysis method using the biological tissue analysis apparatus of FIG.
  • FIG. 38 is a diagram showing still another example of the configuration of the biological tissue analysis apparatus of the present invention.
  • FIG. 39 is a diagram showing an example of a biological tissue analysis method using the biological tissue analysis apparatus of FIG.
  • FIG. 40 is a diagram showing an example of a biological tissue analysis method using the biological tissue analysis apparatus of FIG.
  • FIG. 41 is a diagram showing an example of a biological tissue analysis method using the biological tissue analysis apparatus of FIG.
  • FIG. 42 is a diagram showing still another example of the configuration of the biological tissue analysis apparatus of the present invention.
  • FIG. 43 is a diagram showing an example of a biological tissue analysis method using the biological tissue analysis apparatus of FIG.
  • FIG. 44 is a diagram showing an example of a biological tissue analysis method using the biological tissue analysis apparatus of FIG.
  • FIG. 45 is a diagram showing an example of a biological tissue analysis method using the biological tissue analysis apparatus of FIG.
  • the light irradiated to the living tissue may be, for example, monochromatic light or mixed light containing light of a plurality of wavelengths, for example, broadband light, monochromatic light or a mixture thereof. It may be light.
  • the monochromatic light may be, for example, laser light.
  • the laser beam may be, for example, a pulse laser beam or a CW (continuous wave) laser beam.
  • the mixed light containing the light of a plurality of wavelengths may be, for example, a wide band light or a mixed light of a plurality of single color lights.
  • the broadband light may be, for example, white light or supercontinuum (SC) light.
  • the biological tissue analysis apparatus further includes, for example, an imaging unit, and the output light that has been separated by the imaging unit is imaged, and the emitted light that is separated by pixels on an image obtained by imaging May be separated in two dimensions or three dimensions.
  • the biological tissue analysis apparatus of the present invention further includes, for example, a wavelength variable filter, and the light emitted from the light irradiation unit is fixed to a selected wavelength by the wavelength variable filter, or the wavelength
  • the emitted light may be split by a variable filter, and the tissue internal structure of the living tissue may be analyzed by wavelength sweeping optical coherence tomography (SS-OCT).
  • SS-OCT wavelength sweeping optical coherence tomography
  • the biological tissue analysis apparatus of the present invention further includes, for example, an interference system or a confocal optical system, and the interference system or the confocal optical system according to the selected wavelength of the light irradiated from the light irradiation unit.
  • the position of the system may be adjusted.
  • the following B unit may include the interference system or the confocal optical system.
  • the biological tissue analysis apparatus of the present invention may include, for example, at least one of the following units A and B.
  • a unit Said light separating means and said spectroscopic means;
  • the spectroscopic means comprises a diffraction grating;
  • the emitted light is separated two-dimensionally by the light separating means,
  • the two-dimensionally separated outgoing light is dispersed by the diffraction grating, unit.
  • B unit Said light separating means and said spectroscopic means;
  • the light separating means includes the imaging means;
  • the spectroscopic means includes the wavelength tunable filter;
  • the emitted light is dispersed by the variable wavelength filter. unit.
  • the unit A is a unit for measuring at least one of coherent anti-Stokes Raman spectroscopy (CARS) and spontaneous Raman scattering
  • the unit B is optical coherence tomography (OCT). It may be a unit.
  • the light separating means in the A unit may include, for example, a microlens array or a dichroic mirror (also referred to as a multilayer optical function reflecting mirror or a dichroic mirror).
  • the biological tissue analysis apparatus of the present invention may further include, for example, a wavelength variable filter, and the light emitted from the light irradiation unit may be fixed to a selected wavelength by the wavelength variable filter.
  • the biological tissue analysis apparatus may further include, for example, in the biological tissue analysis apparatus including the unit A, light irradiation means for coherent anti-Stokes Raman spectroscopy (CARS), and the broadband light and the light irradiation means for CARS.
  • the mixed light of the laser light may be irradiated to the living tissue, and the Raman scattered light included in the emitted light from the living tissue irradiated with the mixed light may be dispersed by the diffraction grating. This allows, for example, more sensitive analysis.
  • the light irradiation unit for CARS includes a wavelength selection filter, the mixed light is dispersed by the wavelength selection filter, and only light of a necessary wavelength is selectively selected as biological tissue. May be irradiated.
  • the wavelength selection filter includes a diffraction grating and a wavelength selection mask, the mixed light is dispersed by the diffraction grating, only light of a necessary wavelength passes through the wavelength selection mask, and the living tissue is irradiated. It may be done.
  • the light separating means may further include a narrow band filter, and the separated outgoing light may pass through the narrow band filter .
  • the outgoing light is three-dimensionally separated by the light separation unit, and the three-dimensionally separated outgoing light is separated by the diffraction grating. It may be done. That is, in the A unit, the emitted light may be two-dimensionally separated or three-dimensionally separated by the light separation unit.
  • the emitted light is subjected to imaging by the imaging unit, and the emitted light subjected to the spectroscopy is tripled by pixels on an image obtained by imaging. It may be originally separated. That is, in the B unit, the emitted light separated by the pixels on the image obtained by imaging may be separated two-dimensionally, but may be separated three-dimensionally.
  • the biological tissue analysis apparatus of the present invention may further include light irradiation means for spontaneous Raman scattering, for example, in the biological tissue analysis apparatus including the A unit.
  • the biological tissue analysis apparatus of the present invention may include, for example, the A unit and the B unit, and the A unit and the B unit may share the light irradiation unit.
  • the biological tissue analysis apparatus of the present invention may further include, for example, circular polarization means, and light incident on the biological tissue may be circularly polarized by the circular polarization means.
  • the biological tissue analysis apparatus of the present invention further includes circular polarization analysis means, and the circular polarization analysis means determines the difference in absorbance for left and right circularly polarized light in at least a part of the biological tissue. Sex) may be detected.
  • the biological tissue analysis apparatus of the present invention may further include, for example, a linear polarization unit, and the linear polarization unit may linearly polarize the outgoing light emitted from the biological tissue irradiated with the wide band light.
  • the biological tissue analysis apparatus of the present invention further includes linear polarization analysis means, and the linear polarization analysis is performed by the linear polarization analysis means so that left and right in at least a part of the biological tissue are analyzed. The difference in refractive index (rotation) of circularly polarized light may be detected.
  • the biological tissue analysis apparatus of the present invention further includes, for example, a space control mechanism capable of spatially controlling at least one of the intensity and the polarization state of the light irradiated from the light irradiation unit, and the space control mechanism At least one of the intensity and the polarization state of the light emitted from the light emitting means may be controlled to irradiate the living tissue.
  • the biological tissue analysis apparatus further includes, for example, an optical filter, and the optical filter fixes the dispersed outgoing light at a selected wavelength, and a nonlinear optical effect corresponding to the fixed wavelength. May be measured.
  • the nonlinear optical effect selected from the group consisting of second harmonic generation (SHG), third harmonic generation (THG), and two-photon absorption fluorescence (TPF) It may be.
  • the biological tissue is not particularly limited, but may be, for example, an eye.
  • the living tissue may be at least one of eye tissue, for example, at least one of a fundus, a retina, a lens and a cornea.
  • the living tissue may be skin or tissue of an internal organ.
  • the tissues of the internal organs include the tissues of various organs such as digestive organs, and are not particularly limited, for example, stomach wall tissue, intestinal wall tissue, gall bladder tissue, liver tissue, pancreas tissue, Cancer tissue etc. are mentioned.
  • examples of the living tissue include tissues of organs related to circulation and the like. Examples of the organ related to the circulation include lung, heart, blood vessel and the like.
  • tissue of the blood vessel examples include blood vessel walls, blood and the like.
  • the biological tissue may be analyzed as it is without being removed from the living body, or the biological tissue may be removed from the living body and analyzed.
  • the spectroscopy by the spectroscopy means is not particularly limited.
  • the outgoing light is Raman scattering light, it is Raman spectroscopy.
  • analysis may be quantitative analysis (measurement) or qualitative analysis unless otherwise specified.
  • first to sixteenth embodiments the case where the living tissue is an eye is described. That is, in the following first to sixteenth embodiments, the case where the biological tissue analysis device of the present invention is an eye analysis device and an eye analysis method using the same will be described.
  • the following first to third embodiments are examples of an eye analyzer including the A unit.
  • the fourth to seventh embodiments are examples of an eye analyzer including the B unit.
  • Embodiments 8 to 16 are examples of an eye analyzer including both the A unit and the B unit.
  • the following embodiments are exemplification, and the present invention is thereby not limited at all.
  • the member which has the same characteristic is shown with the same code
  • FIG. 1 shows an example of the configuration of the eye analysis device of the present invention.
  • the figure is an example of the eyeball analyzer including the A unit.
  • the eye analysis apparatus comprises a light emitting means 10 for emitting broadband light to the eye, and an A unit 100A.
  • the A unit 100A separates the emitted light (emitted light) emitted from the eye 1 irradiated with the broad band light according to the position of the space of the eye 1 and the wavelength of the emitted light And spectral means 31 for spectrally separating.
  • the A unit 100A further includes a lens 41 and an imaging unit 42.
  • the light irradiator 10 includes a light source 10A, a lens 11a, a lens 11b, a beam splitter 12, a lens 13, a wavelength variable filter 14, a wavelength selection filter 15, and an interference system.
  • the light source 10A for example, a white light source, a supercontinuum (hereinafter sometimes referred to as "SC") light source, an LED (light emitting diode) or the like can be used.
  • the wavelength selection filter 15 may be, for example, an ND filter (Neutral Density Filter), a narrow band filter, or the like.
  • the wavelength variable filter 14 and the wavelength selection filter 15 correspond to a spectral unit that disperses the light from the light source 10A.
  • the interference system is disposed in the vicinity of the beam splitter 12 (the region indicated by reference numeral 19 in the figure) in the light irradiation means 10. In addition, it may replace with the said interference system and may arrange
  • the beam splitter is not particularly limited, but may be, for example, a beam splitter having polarization separation ability, or may be a half mirror having no polarization separation ability if polarization separation ability is not required.
  • the light separating means 20 is composed of a microlens array 21, a mask (field mask) 22 and a lens 23.
  • the lens 23 may be, for example, a telecentric lens.
  • the spectroscopic means 31 is a diffraction grating.
  • the spectral means (diffraction grating) 31 may be, for example, a VPH (Volume Phase Holographic) grating or grism.
  • the lens 41 may be, for example, a collimator lens.
  • the imaging means 42 shows the part of the front of the imaging device on which light displays an image.
  • the imaging means 42 may be, for example, a general camera, a charge coupled device (CCD) camera, a complementary metal oxide semiconductor (CMOS) camera, or a camera sensitive to infrared light.
  • CCD charge coupled device
  • CMOS complementary metal oxide semiconductor
  • the lens 11a, the wavelength variable filter 14, the wavelength selection filter (band pass filter) 15, the lens 11b and the beam splitter 12 are in this order from the irradiation side of the broadband light. It is arranged. Further, in the optical path of the outgoing light emitted from the eye 1, the lens 13, the beam splitter 12, the microlens array 21, the mask 22, the lens 23, the diffraction grating 31, the lens 41 and the imaging sequentially from the outgoing side of the outgoing light. The means 42 are arranged in this order.
  • the irradiation direction of the broadband light irradiated from the light source 10A and the emission direction of the emission light emitted from the eye 1 are perpendicular to each other in FIG. 1, the angle is not limited to perpendicular and is arbitrary.
  • the eye analysis device of FIG. 1 can be used, for example, as follows. First, light is irradiated to the eye 1 by the light irradiation means 10. Specifically, first, broadband light is emitted from the light source 10A.
  • the broadband light may be, for example, white light or supercontinuum (SC) light.
  • SC supercontinuum
  • the broadband light emitted from the light source 10A is converted into parallel light by the lens 11a, and is dispersed by the wavelength tunable filter 14. At this time, the light emitted from the light source 10A can be fixed to the selected wavelength by the wavelength tunable filter 14.
  • light of a specific wavelength is selectively transmitted by the wavelength selection filter 15, and the selectively transmitted light is converged by the lens 11b, then reflected by the beam splitter 12, and further converged by the lens 13.
  • the eye 1 is irradiated.
  • the position of the interference system or the confocal optical system disposed in the region 19 is adjusted in accordance with the wavelength selected by the wavelength tunable filter 14 and the wavelength selection filter 15 of the light emitted from the light source 10A.
  • the light when light is irradiated to the fundus of the eyeball 1, the light can also reach the lower layer than the fundus so that the state of the space between the fundus and the lower layer can be analyzed as described later. .
  • the fundus As the site of the space between the fundus and the lower layer below the fundus which can be analyzed by the present invention, for example, as described later, the fundus, the retina, the tomographic of the space between the fundus and the lower layer, and the space Blood vessels and the like. Further, in the present embodiment and other embodiments described later, the case where light irradiated to the eye 1 is broadband light will be mainly described. However, in the present invention, the light irradiated to the eye (for example, the light emitted from the light source 10A) is not limited to the broadband light as described above.
  • the broadband light irradiated to the eye 1 is emitted from the eye 1 by reflection by the eye 1, fluorescence, scattering or the like.
  • the emitted light emitted from the eye 1 is converged by the lens 13 and transmitted through the beam splitter 12.
  • the outgoing light transmitted through the beam splitter 12 is processed by the A unit 100A as follows. That is, first, the outgoing light is incident on the microlens array 21 of the light separating means 20 and is two-dimensionally separated, and then transmitted through the mask 22 so as to be separated according to the position of the eye 1 space. , And further collimated by the lens 23.
  • the emitted light that has been two-dimensionally separated and transmitted through the lens 23 is separated by wavelength by a separating means (diffraction grating) 31. Note that, in the same drawing, an example is shown in which the emitted light is separated into each monochromatic light by the diffraction grating 31.
  • the light separated by the diffraction grating 31 is converged by the lens 41 and irradiated to the imaging means 42. Thereby, an image is formed on the imaging unit 42.
  • the image is provided to, for example, a spectral analysis means (not shown) to analyze the spectrum of each field of view.
  • the living body tissue analysis apparatus of the present invention analysis is performed using, for example, wavelength swept optical coherence tomography (wavelength swept OCT or SS-OCT: hereinafter referred to as “SS-OCT”).
  • SS-OCT wavelength swept optical coherence tomography
  • the intensity of light to be applied to the living tissue is determined by using a short wavelength when analyzing the surface of the living tissue and a long wavelength when analyzing the back (inside) of the living tissue. Even if it is weak, it is possible to analyze deep into the tissue of living tissue.
  • the internal structure in the depth direction of the living body tissue can be analyzed by SS-OCT, and for example, from the surface to the back of the living body tissue can be analyzed in a variable wavelength. Thereby, for example, minute changes in the state of the living tissue can also be detected.
  • the measurement method by the biological tissue analysis apparatus of the present invention is not limited to SS-OCT, and as described above, at least one of coherent anti-Stokes Raman spectroscopy (CARS), spontaneous Raman scattering and optical coherence tomography (OCT) Analysis is possible.
  • CARS coherent anti-Stokes Raman spectroscopy
  • OCT optical coherence tomography
  • having an A unit enables coherent anti-Stokes Raman spectroscopy (CARS) measurement
  • having a B unit can measure one or both of spontaneous Raman scattering and optical coherence tomography (OCT)
  • SS-OCT is a type of OCT.
  • the eyeball analysis device of FIG. 1 light of different wavelengths dispersed for each wavelength by the spectroscopic means (diffraction grating) 31 is simultaneously irradiated to the imaging means 42 to form an image. This makes it possible to ensure the analysis of time. Further, for example, in order to widen the field of view of analysis (the range of the space of the eye 1 to be analyzed), the eye 1 may be analyzed while scanning with a scanning mechanism (not shown).
  • the eye analysis apparatus including the A unit has an advantage of being able to ensure the time synchronization of analysis.
  • the A unit can analyze light of different wavelengths at the same time, which is useful, for example, for analysis using information of a plurality of wavelengths as a probe.
  • the application of the eye analysis apparatus including the A unit is not limited to this, and can also be used, for example, for analysis using infrared light.
  • the light separating means 20 may further include, for example, at least one of an image slicer, a slit, an aperture (diaphragm), a fiber bundle, and the like.
  • the example in which the light separation means includes the microlens array is shown in the present embodiment, as described above, the A unit in the present invention is not limited to this.
  • the light separating means 20 may include a dichroic mirror in addition to or instead of the microlens array 21. The same applies to the A unit in each of the following embodiments.
  • FIG. 2 shows another example of the configuration of the eye analysis device of the present invention.
  • the apparatus shown in FIG. 1 is configured by only the diffraction grating 31 as the spectroscopic means, but the apparatus shown in FIG. 2 further includes the narrow band filter 33 as shown, and the spectroscopic means 30 is provided by the diffraction grating 31 and the narrow band filter 33.
  • the narrow band filter 33 may be an order cut filter instead of the narrow band filter.
  • the narrow band filter 33 is disposed between the diffraction grating 31 and the lens 41 in FIG. However, the position of the narrow band filter 33 is not limited to this.
  • the narrow band filter 33 is disposed between the lens 23 and the diffraction grating 31, the same effect can be obtained.
  • the light emitted from the diffraction grating 31 is selectively transmitted through the narrow band-pass filter 33 only to light of a necessary wavelength band, and the lens 41 is irradiated with the light.
  • the eye analysis device of FIG. 2 is the same as the eye analysis device of FIG.
  • the narrow band filter 33 can cut light of unnecessary wavelength bands, so that, for example, the image forming surface (detector surface) of the imaging unit 42 can be effectively used.
  • a portion which does not project the spectral spectrum can be used to expand the measurement field in the eye.
  • this embodiment is particularly effective in the case of a spectrum with high wavelength resolution (analyzing wavelength or more detailed information about it).
  • FIG. 3 shows still another example of the configuration of the eye analysis device of the present invention.
  • a polarizing plate 61 is disposed between the lens 11 and the beam splitter 12 in the eye analysis device.
  • the polarizing plate 61 may be rotatable about an optical axis, for example.
  • the half-wave plate 26 and the polarizing plate 27 are disposed in the above order from the light emission side between the lens 23 and the spectral means (diffraction grating) 31.
  • the polarizing plate 27 may be, for example, a polarizing beam splitter instead of the polarizing plate. Except for these, the eye analysis device of FIG. 3 is the same as the eye analysis device of FIG.
  • the eye analysis device of FIG. 3 can be used, for example, as follows.
  • broadband light is emitted from the light source 10A.
  • the broadband light may be, for example, white light or supercontinuum (SC) light.
  • the broadband light emitted from the light source 10A is converted into parallel light by the lens 11a, and is dispersed by the wavelength tunable filter 14.
  • the light emitted from the light source 10A can be fixed to the selected wavelength by the wavelength tunable filter 14.
  • light of a specific wavelength is selectively transmitted by the wavelength selection filter 15, the selectively transmitted light is converged by the lens 11 b, and then linearly polarized by the polarizing plate 61.
  • the polarized broadband light is processed by the beam splitter 12 and the lens 13 in the same manner as in FIG. 1 and irradiated to the eye 1 and, further, at least a portion thereof becomes the outgoing light from the eye 1 and the lens 13 and the beam It passes through the splitter 12.
  • the outgoing light transmitted through the beam splitter 12 is processed by the A unit 100A as follows. That is, first, the emitted light is processed in the same manner as in FIG. 1 by the micro lens array 21 of the light separating means 20, the mask 22 and the lens 23, and is separated according to the position of the space of the eye 1. Next, the emitted light transmitted through the lens 23 is incident on the half-wave plate 26.
  • the half-wave plate 26 can be rotated to change the direction of linear polarization of the outgoing light.
  • the emitted light having passed through the half-wave plate 26 is selectively emitted by the polarizing plate 27 in the form of linear polarized light in a specific direction, and then separated by wavelength by the light separating means (diffraction grating 31).
  • the light split for each wavelength by the splitting means is treated in the same manner as in FIG. 1 by the lens 41, the imaging means 42 and optionally a spectral analysis means (not shown).
  • the spectrum analysis means by comparing the spectrums of linearly polarized light in different directions by the spectrum analysis means, the difference in optical refractive index (rotation of light) for the left and right circularly polarized light in at least a part of the eye 1 may be detected.
  • the arrangement and use of the polarizing plate are not limited to the example shown in FIG.
  • luminescence light emitted from molecules in the eye, etc. can be obtained by using a filter that passes only linearly polarized light of a specific orientation generated by Raman scattering. Background light (light without linear polarization, non-polarization) can be suppressed.
  • the beam splitter 12 and the microlens array 21 may be interposed between (the light incident side of the microlens array 21 ) And the like, and a linear polarizing plate (linear polarizing means) is disposed as a polarizing filter.
  • a linear polarizing plate linear polarizing means
  • a circular polarization plate may be used to circularly polarize the light incident on the eye 1 or the light emitted from the eye 1.
  • a circularly polarizing plate for example, the half-wave plate 26 is replaced by a rotatable quarter-wave plate, or the half-wave plate 26 is adjacent to the light incident side or the light emission side.
  • a rotatable quarter wave plate may be used.
  • the circularly polarizing plate (circularly polarizing means) 61 may be capable of switching the left and right of the rotating direction of the circularly polarized light to be transmitted.
  • circularly polarized light can be converted into linearly polarized light by the 1 ⁇ 4 wavelength plate.
  • the half-wave plate 26 can change the direction of linearly polarized light or the direction of rotation of circularly polarized light. In this way, it is possible to detect, for example, the difference in absorbance for left and right circularly polarized light in at least a part of the eye 1. Thereby, for example, detection of an optical isomer in the eye 1 can be performed.
  • the optical isomers include L-form and D-form of amino acid or amino acid residue.
  • FIG. 4 shows still another example of the configuration of the eye analysis device of the present invention.
  • the figure is an example of an eyeball analyzer including the B unit.
  • the eye analysis apparatus comprises a light irradiation means 10 for irradiating broadband light to the eye, and a B unit 100B.
  • the light irradiation means 10 is composed of a light source 10A, a lens 11, a beam splitter 12 and a lens 13.
  • a white light source for example, as in FIG. 1 (Embodiment 1), a white light source, an SC light source, or an LED (light emitting diode) can be used.
  • the beam splitter 12 may also be similar to, for example, FIG. 1 (first embodiment).
  • the B unit 100B separates the emitted light emitted from the eye 1 irradiated with the broad band light according to the position of the space of the eye 1 and an optical separating means (imaging means) 20B; And a spectral means (wavelength variable filter) 32.
  • the B unit 100B further includes lenses 25 and 41.
  • the constituent elements of the B unit 100B are arranged in the order of the lens 25, the light separating means (wavelength variable filter) 32, the lens 41, and the light separating means (imaging means) 20B from the emission side of the light emitted from the eye 1 as shown. It is done.
  • the eye analysis device of FIG. 4 has the wavelength tunable filter 32 as the spectral means, as described above, instead of the diffraction grating 31 of FIGS.
  • the tunable filter (tunable filter) 32 may be, for example, a Fabry-Perot etalon.
  • the lens 41 may be, for example, a collimator lens.
  • the imaging unit 20B may include, for example, an imaging device in which light displays an image, and an image may be formed in front of the imaging device.
  • the image pickup means 20B may be, for example, a camera as in the case of the image pickup means 42 of Embodiment 1 (FIGS. 1 to 3), and an image may be formed on the image pickup surface thereof. In FIG.
  • the image forming surface of the imaging means 20B is, for example, a camera lens or an infrared camera (for example, a black silicon element when the wavelength is 1.2 .mu.m or less; InGaAs element or HgCdTe element when the wavelength is 0.7 to 1.8 .mu.m; In the case of 1 to 5 ⁇ m, it may be an imaging surface of InSb element or HgCdTe).
  • a camera lens or an infrared camera for example, a black silicon element when the wavelength is 1.2 .mu.m or less; InGaAs element or HgCdTe element when the wavelength is 0.7 to 1.8 .mu.m; In the case of 1 to 5 ⁇ m, it may be an imaging surface of InSb element or HgCdTe).
  • the eye analysis device of FIG. 4 can be used, for example, as follows.
  • broadband light is emitted from the light source 10A.
  • the broadband light may be, for example, white light or supercontinuum (SC) light as in the first embodiment.
  • the wide band light emitted from the light source 10A is converged by the lens 11, then reflected by the beam splitter 12, and further converged by the lens 13, and then irradiated to the eye 1.
  • an image for example, a fundus image
  • the emitted light enters the lens 25 from the image plane 24 and is collimated by the lens 25.
  • the emitted light is dispersed by the wavelength tunable filter 32, and monochromatic light of a specific wavelength is extracted.
  • the extracted monochromatic light is converged by the lens 41 and irradiated to the imaging means 20B.
  • the separated outgoing light is imaged by the imaging unit 20B, and the separated outgoing light is separated in a two-dimensional manner by the pixels on the image obtained by imaging.
  • the light separating means 20 can two-dimensionally separate the emitted light emitted from the eye 1 according to the position of the space of the eye 1.
  • the image is provided to, for example, a spectral analysis means (not shown) to analyze the spectrum of each field of view.
  • minute changes in the state of the eye 1 can also be detected.
  • by changing the wavelength of the monochromatic light extracted by the wavelength tunable filter 32 analysis with light of different wavelengths is possible.
  • the eye analysis apparatus including the B unit as shown in FIG. 4 has an advantage of high spatial resolution, for example. For this reason, an eye analysis device including a B unit is useful, for example, for analysis using infrared light.
  • the application of the eye analyzer including the B unit is not limited to this, and can also be used, for example, for analysis using visible light.
  • the field of analysis may be expanded by scanning using a scanning mechanism (not shown) as necessary.
  • FIG. 5 shows still another example of the configuration of the eye analysis device of the present invention.
  • the light separating means is constituted only by the wavelength tunable filter 32, but the device of FIG. 5 further includes a narrow band filter 33 as shown, and the light is dispersed by the wavelength variable filter 32 and the narrow band filter 33.
  • Means 30 are configured.
  • the narrow band filter 33 may be any other filter instead of the narrow band filter, for example, a wide band filter or an order cut filter. Further, the narrow band filter 33 is disposed between the wavelength tunable filter 32 and the lens 41 in FIG.
  • the light emitted from the wavelength tunable filter 32 is selectively transmitted through the narrow band-pass filter 33 only to light of a necessary wavelength band, and the lens 41 is irradiated with the light. Except for these, the eye analysis device of FIG. 5 is the same as the eye analysis device of FIG. Further, the arrangement position of the narrow band filter 33 is not limited to the position shown in FIG. 5. For example, it is sufficient that the emitted light transmitted through the wavelength variable filter 23 can be incident on the narrow band filter 33. It may be between the lens 41 and the imaging means 20B.
  • the narrow band filter 33 blocks (cuts) light of unnecessary wavelength band (light of a wavelength different from the wavelength to be detected or light of another order) included in the emitted light transmitted through the wavelength variable filter 23 As mentioned above, it is possible to selectively transmit only the light of the necessary wavelength band.
  • FIG. 6 shows still another example of the configuration of the eye analysis device of the present invention.
  • a polarizing plate 61 is disposed between the lens 11 and the beam splitter 12 in the eye analysis device.
  • the half-wave plate 26 and the polarizing plate 27 are arranged in the above-mentioned order from the light emission side between the lens 25 and the wavelength variable filter 32.
  • the polarizing plate 27 may be, for example, a polarizing beam splitter instead of the polarizing plate, as in FIG.
  • the eye analysis device of FIG. 6 is the same as the eye analysis device of FIG.
  • the eye analysis device of FIG. 6 is the same as the eye analysis device of FIG. 3 except that a B unit 100B is provided instead of the A unit 100A.
  • the eye analysis device of FIG. 6 can be used, for example, as follows. First, the broadband light emitted from the light source 10A is irradiated to the eye 1 and the emitted light from the eye 1 is the same as FIG. 3 until it passes through the beam splitter 12 as the emitted light.
  • the outgoing light transmitted through the beam splitter 12 is processed by the B unit 100B as follows. That is, first, the outgoing light is processed in the same manner as in FIG. 4 by the image plane 24 of the light separating means 20 and the lens 25 and is separated according to the position of the space of the eye 1. Next, the emitted light transmitted through the lens 25 is incident on the half wave plate 26.
  • the half-wave plate 26 can be rotated to change the direction of linear polarization of the outgoing light.
  • the emitted light having passed through the half-wave plate 26 is selectively emitted linearly polarized light in one direction by the polarizing plate 27 and thereafter separated for each wavelength by the wavelength tunable filter 32, and monochromatic light of a specific wavelength Is taken out.
  • the extracted monochromatic light is processed as in FIG. 4 by the lens 41, the imaging means 20B and optionally a spectral analysis means (not shown).
  • the eyeball analysis apparatus shown in FIG. 6 can also be used for Raman spectroscopy etc., for example, using a filter that allows only linear polarization, as in FIG. You may use for the detection of the optical isomer in, etc.
  • FIG. 7 shows an example of still another configuration of the eye analysis device of the present invention.
  • the light irradiation means 10 is replaced with the lens 11, and the lens 11a, the wavelength variable filter 14, the wavelength selection filter 15, the lens 11b and the interference system (area 19 where the interference system is disposed) And the same as the eye analysis device of FIG. 4 (Embodiment 4).
  • the lens 11a, the wavelength variable filter 14, the wavelength selection filter 15, and the lens 11b are arranged in the above order from the irradiation side of the wide band light in the optical path of the wide band light irradiated from the light source 10A.
  • it may replace with the said interference system and may arrange
  • the eye analysis device of FIG. 7 can be used, for example, as follows. First, light is irradiated to the eye 1 by the light irradiation means 10. Next, at least a part of the broadband light irradiated to the eye 1 is emitted from the eye 1 by reflection by the eye 1, fluorescence, scattering or the like. The emitted light emitted from the eye 1 is converged by the lens 13 and transmitted through the beam splitter 12. Up to this point is the same as the eyeball analysis device of FIG. 1 (Embodiment 1). Furthermore, the emitted light transmitted through the beam splitter 12 can be processed by the B unit 100B in the same manner as the eye analysis device of FIG. 4 (fourth embodiment).
  • the eyeball analysis apparatus of FIG. 8 is the eyeball of FIG. 5 (fifth embodiment) except that the light irradiation unit 10 includes a lens 11a, a wavelength variable filter 14, a wavelength selection filter 15 and a lens 11b instead of the lens 11. It is the same as the analyzer.
  • the lens 11a, the wavelength variable filter 14, the wavelength selection filter 15, and the lens 11b are arranged in the above order from the irradiation side of the wide band light in the optical path of the wide band light irradiated from the light source 10A.
  • the eyeball analysis apparatus of FIG. 9 is the eyeball of FIG.
  • the light irradiation unit 10 includes a lens 11a, a wavelength variable filter 14, a wavelength selection filter 15 and a lens 11b instead of the lens 11. It is the same as the analyzer.
  • the lens 11a, the wavelength variable filter 14, the wavelength selection filter 15, and the lens 11b are arranged in the above order from the irradiation side of the wide band light in the optical path of the wide band light irradiated from the light source 10A.
  • the eye analyzers of FIGS. 7 to 9 are all examples including the B unit, as in FIGS. 4 to 6 (embodiments 4 to 6). Including the B unit has, as described above, the advantage of, for example, high spatial resolution. 7 to 9, the wavelength tunable filter 14 and the wavelength selection filter 15 may be similar to, for example, the wavelength tunable filter 14 and the wavelength selection filter 15 of FIG. 1 (Embodiment 1).
  • FIG. 10 shows an example of still another configuration of the eye analysis device of the present invention.
  • this apparatus is comprised of the light emitting means 10, the A unit 200A and the B unit 200B.
  • the light irradiation means 10 includes two light sources.
  • the A unit and the B unit include light separation means and spectroscopy means as in the first to seventh embodiments (FIGS. 1 to 9).
  • the light irradiator 10 includes two light sources 10A and 10B, a reflecting mirror 71 and a lens 72, beam splitters 73, 74 and 75, a wavelength tunable filter 14, and a filter 15.
  • the light sources 10A and 10B are not particularly limited, but may be similar to, for example, the light source 10A of the first to sixth embodiments (FIGS. 1 to 6).
  • the reflecting mirror 71 may be, for example, a galvano mirror.
  • the reflecting mirror 71 can change the reflection direction of light by rotation.
  • the wavelength tunable filter 14 and the wavelength selection filter 15 may be similar to, for example, the wavelength tunable filter 14 and the wavelength selection filter 15 of FIG. 1 (first embodiment).
  • the lens 72 and the beam splitter 73 are arranged in this order from the irradiation side of the broadband light in the optical path of the broadband light emitted from the light source 10A, and the light unit 10A, the lens 72 and the beam splitter 73 Is configured.
  • the irradiation direction of the broad band light transmitted through the irradiation unit 300A is perpendicular to the transmission direction of the light transmitted through each of the A unit 200A and the B unit 200B in FIG. 10, but the angle is not particularly limited. It does not have to be.
  • the beam splitter 73 is disposed on the light incident side of the lens 77 in the A unit 200A.
  • a beam splitter 75 is disposed on the light emission side of the irradiation unit 300A.
  • the beam splitter 75 is disposed on the light incident side of the lens 76 in the B unit 200B.
  • a reflecting mirror 71 is disposed on the light emission side of the light source 10B. The light from the light source 10B is reflected by the reflecting mirror 71 as described later. In the optical path of the reflected light, the wavelength tunable filter 14 and the wavelength selection filter 15 are arranged in the above order.
  • a beam splitter 74, a beam splitter 75, and an A unit 200A are disposed in order from the emission side of the outgoing light in the optical path of the outgoing light emitted from the eye 1.
  • the A unit 200A is the same as the A unit 100A of the apparatus of FIG. 2 except that the lens 76 is disposed on the light incident side of the microlens array 21.
  • the B unit 200B is the same as the B unit 100B in FIG. 5 except that the lens 77 is disposed on the light incident side of the image plane 24.
  • the transmission directions of light transmitted through the A unit 200A and the B unit 200B are parallel to each other in FIG. 10, but the angle is not particularly limited to parallel and is arbitrary.
  • the eye analysis device of FIG. 10 can be used, for example, as follows. First, broadband light is emitted from the light source 10A. The broadband light emitted from the light source 10A passes through the lens 72 and the beam splitter 73 in this order, is reflected by the beam splitter 75, passes through the beam splitter 74, and is applied to the eye 1. At least a part of the broadband light irradiated to the eye 1 is emitted from the eye 1 by reflection by the eye 1, fluorescence, scattering or the like. The outgoing light emitted from the eye 1 passes through the beam splitter 74. A portion of the outgoing light transmitted through the beam splitter 74 is transmitted through the beam splitter 75 and converged by the lens 76 of the A unit 200A.
  • the light transmitted through the lens 76 is processed by the A unit 200A in the same manner as the A unit 100A of FIG.
  • the image formed on the imaging means 42 of the A unit 200A is, for example, provided to a spectrum analysis means (not shown), and the spectrum of each field of view is analyzed.
  • a part of the outgoing light transmitted through the beam splitter 74 is reflected by the beam splitter 75, is further reflected by the beam splitter 73, and is converged by the lens 77 of the B unit 200B.
  • the light transmitted through the lens 77 is processed by the B unit 200B in the same manner as the B unit 100B of FIG.
  • the image formed on the imaging unit 20B of the B unit 200B is, for example, provided to a spectrum analysis unit (not shown), and the spectrum of each field of view is analyzed.
  • the eye analysis device of FIG. 10 can also be used, for example, as follows.
  • broadband light is emitted from the light source 10B.
  • the broadband light emitted from the light source 10B is reflected by the reflecting mirror 71, dispersed by the wavelength tunable filter 14, and light of a specific wavelength is selectively transmitted by the wavelength selection filter 15, and the light is selectively transmitted.
  • the light is reflected by the beam splitter 74 and irradiated to the eye 1.
  • the reflecting mirror 71 can rotate to change the reflection direction of light, thereby scanning the inside of the eye 1 and expanding the analysis field of view.
  • At least a part of the broadband light irradiated to the eye 1 is emitted from the eye 1 by reflection by the eye 1 or the like.
  • the emitted light emitted from the eye 1 is transmitted through the beam splitter 74, and then transmitted or reflected by the beam splitter 75, and processed by the A unit 200A and the B unit 100B like the light from the light source 10A. .
  • two light sources (light irradiation means) 10A and 10B can be switched as appropriate depending on the purpose, or two can be used simultaneously.
  • one of the two light sources may be a light source that emits visible light, and the other may be a light source that emits infrared light.
  • the A unit 200A and the B unit 200B can be switched as appropriate depending on the purpose, or two of them can be used simultaneously.
  • the configuration of the apparatus of FIG. 10 can be modified as appropriate.
  • a polarizer may be used as in the device of FIG. 3 or 6.
  • FIG. 11 shows an example of still another configuration of the eye analysis device of the present invention.
  • This apparatus is the same as that of FIG. 10 except that it has an irradiation unit (laser unit) 300B in place of the light source 10B of FIG.
  • the laser unit 300B is a light irradiation means for coherent anti-Stokes Raman spectroscopy (CARS).
  • the laser unit 300 B includes light irradiation units (light sources) 10 C and 10 D, an optical path length adjustment unit 101, and a relay lens 102.
  • the optical path length adjustment unit 101 includes, for example, a mirror that can reflect light, and reflects the broadband light (Stokes light) emitted from the light source 10D.
  • the optical path length adjustment unit 101 can adjust the optical path length of the wide band light by moving back and forth along the irradiation direction of the wide band light from the light source 10D as shown by the arrow in the figure.
  • the optical path length adjustment unit 101 plays a role of, for example, matching the timing of incidence of the broad band light and the ultrashort pulse laser (pump light and probe light) on the eyeball described later.
  • the light source 10D is, for example, a light source that emits super continuum light (SC).
  • the light source 10C emits laser light (monochromatic pulse light).
  • the laser light uses, for example, a femtosecond or picosecond laser as seed light, and serves as excitation light of supercontinuum light emitted from the light source 10D.
  • the laser beam is, for example, an ultrashort pulse laser of visible light or infrared light.
  • the light source 10A may be a white light source
  • the irradiation unit 300A may be a white light source unit including the white light source.
  • the light source 10A may be, for example, a halogen light source or a black body (depending on the wavelength range).
  • the lens 72 may be, for example, a diffusion plate, a condenser lens, a collimator lens or the like.
  • the eye analysis device of FIG. 11 can be used, for example, as follows. First, light is emitted from the light sources 10C and 10D. The optical path length of the super continuum light emitted from the light source 10D is adjusted by the optical path length adjustment unit 101. The laser light emitted from the light source 10C is reflected by the relay lens 102. As a result, the optical paths of the supercontinuum light (broadband light) and the laser light overlap to form a mixed light. The mixed light is reflected by the reflecting mirror 71 and irradiated to the eye 1 by the same path as the apparatus of FIG. 10, and the anti-Stokes Raman scattered light emitted from the eye 1 further enters the A unit 200A and the B unit 200B. Do.
  • the diffraction grating 32 disperses the light emitted from the eye 1.
  • the eye analysis device of FIG. 11 can be used in the same manner as the device of FIG.
  • broadband light can be emitted from the light source 10A and used similarly to the apparatus of FIG.
  • the mixed light of super continuum light (SC) from the light source 10D and laser light (monochromatic pulse light) from the light source 10C is irradiated to the eye 1 and generated in the eye
  • the anti-Stokes Raman scattered light is dispersed by the diffraction grating 32.
  • anti-Stokes Raman light is much higher in intensity than ordinary Raman scattered light, and is not affected by luminescence light generated by pump light, so that more sensitive analysis can be performed.
  • the apparatus of FIG. 11 for example, by performing CARS using the laser unit 300B and the B unit 200B, for example, spatial distribution information of a cataract in the eye can be acquired, and cataract mapping can be performed. Thereby, for example, cataract can be detected even in a state where the progress is not progressing. Further, by performing the CARS, for example, three-dimensional mapping (fundus oculi photograph + depth) of the fundus oculi can be performed. For this purpose, it is preferable that the resolution is high as the Raman scattered light. In addition, it is preferable to use near infrared light (wavelength: 1000 to 1550 nm) having high transmission power. However, these applications are illustrative, and the application of the apparatus of FIG. 11 is not limited to these.
  • the configuration of this device is not particularly limited.
  • an apparatus in which the light source 10 of the apparatus of FIG. 5 (including the B unit and not the A unit) is changed to the laser unit 300B can be used for the same application as the apparatus of FIG.
  • the “fundus tomogram” includes a tomogram in the space between the fundus and the lower layer than the fundus.
  • the wavelength of the Stokes light (the light related to excitation of molecules in the eyeball serving as the probe among the broadband light irradiated to the eyeball 1) is not particularly limited, but for example, 1000 to 1550 nm. is there.
  • the wavelength of the pump light (laser light emitted from the light source 10C) is not particularly limited, but is, for example, 700 nm or more.
  • the output of the light source 10C is not particularly limited, but is, for example, 15.6 mW or less when the emission duration of light from the light source 10C is 10 seconds.
  • the output of the light source does not exceed the maximum allowable exposure (MPE) defined in, for example, standardization of laser safety (JISC 6802) and protection from light hazard in eye optical instruments (JIST 15004-2). It is preferable to In the case where there are a plurality of light sources, and the maximum allowable exposure at each emission light wavelength is the same (the same regulated wavelength band), the sum of the outputs of all the light sources should not exceed the maximum allowable exposure Is preferred.
  • MPE maximum allowable exposure
  • the exposure amount of the first light source and the exposure amount of the second light source it is preferable that the relationship of following Numerical formula (1) is satisfy
  • the eye is replaced with the light emitted from the light source.
  • the exposure amount of the light emitted to the light source may not exceed the maximum allowable exposure amount.
  • E1 exposure of the light emitted from the first light source
  • E1 max first maximum permissible exposure at the wavelength of the light emitted from the light source
  • E2 exposure of the light emitted from the second light source
  • E2 max out of the second light source
  • the mixed light reflected by the reflecting mirror 71 is dispersed by the wavelength selection filter 15, and only light of a necessary wavelength is selectively irradiated to the eye 1.
  • a necessary wavelength is selectively irradiated to the eye 1.
  • Stokes light light related to excitation of molecules in the eyeball serving as a probe among broadband light irradiated to the eyeball 1
  • pump light light source 10C Only the laser beam emitted from the laser passes through the wavelength selection filter 15 and is selectively irradiated to the eye 1.
  • the function of the wavelength selection filter 15 is schematically shown in the graph of FIG.
  • the horizontal axis is the wavelength
  • the vertical axis is the transmittance.
  • the wavelength lambda p of the pump light only light in a wavelength band lambda s of the Stokes light passes through the wavelength selection filter 15, light of other wavelengths is cut.
  • FIG. 12 is an example, and the present invention is not limited at all.
  • the wavelength ⁇ p of pump light and the wavelength band ⁇ s of Stokes light in FIG. 12 are an example, and the present invention is not limited thereto. Further, for example, although there is one wavelength band of Stokes light in FIG.
  • wavelength band of the Stokes light is plural, for example, analysis corresponding to plural diseases (for example, cataract and Alzheimer's disease) is possible, and it is possible to cope with their early diagnosis and the like.
  • the amount of light energy incident on the eye 1 can be reduced to enhance the safety of eye analysis Can.
  • the scattered light and the luminescent light generated in the eye are reduced, the background light is reduced, the Raman light is easily detected, and the wavelength of the Raman light is reduced.
  • the accuracy of the corresponding analysis (for example, analysis of molecules such as specific proteins) is improved.
  • wavelength selection filter 15 Even if it uses a monochromatic laser light source which emits only Stokes light instead of broadband light as light source 10D, and does not use wavelength selection filter 15, the same effect as use of wavelength selection filter 15 can be acquired. . However, it is preferable to use broadband light because it becomes robust (robust) to instability such as temperature drift of the laser output wavelength due to temperature change.
  • the wavelength band of Stokes light corresponding to each of the wavelength selection filters may be made to pass by switching a plurality of wavelength selection filters 15.
  • the wavelength selection filter 15 may be a wavelength variable filter.
  • the wavelength selection filter 15 may include a diffraction grating and a wavelength selection mask.
  • FIG. 13 shows an example of a wavelength selection filter 15 including a diffraction grating and a wavelength selection mask.
  • the diffraction grating 15a, the lens 15b, the wavelength selection mask 15c, the lens 15d, and the diffraction grating 15e are arranged in the above order from the light incident side (lower side in the drawing).
  • first, mixed light is dispersed by the diffraction grating 15a.
  • the dispersed mixed light passes through the lens 15b, and only light of one or more (two in the figure) wavelength bands is selectively transmitted by the wavelength selection mask 15c.
  • the light having passed through the wavelength selection mask 15 c is irradiated to the eye 1 after passing through the lens 15 d and the diffraction grating 15 e.
  • the wavelength selection mask 15c may be, for example, a wavelength selection filter or a wavelength variable filter. Further, in the wavelength selection filter 15 of FIG. 13, the light incident side and the light emission side can be reversed.
  • FIG. 15 shows still another example of the eye analysis device of the present invention.
  • This eye analysis device like the eye analysis device of FIGS. 1-11, allows analysis of the eye 1.
  • CARS coherent anti-Stokes Raman spectroscopy
  • OCT optical coherence tomography
  • the eye analysis device of FIG. 15 has both the A unit and the B unit as described later.
  • the apparatus of FIGS. 10 and 11 also has both A unit and B unit as mentioned above. Accordingly, the eye analysis device of FIG. 15 can also be used, for example, in the same manner as the device of FIGS. In FIG. 15, the same members as those in the apparatus of FIG. 10 or 11 are denoted by the same reference numerals.
  • this eye analyzer includes an A unit 2000A and a B unit 2000B.
  • the A unit 2000A includes a light irradiating means 3000B, and a light separating means 20 for separating the outgoing light (emitted light) emitted from the eye 1 irradiated with broadband light according to the position of the space of the eye 1; And a spectral means (diffraction grating) 31 for spectrally separating the emitted light for each wavelength.
  • the A unit 2000A further includes a lens 41 and an imaging unit 42.
  • the light separating means 20 is composed of a microlens array 21, a mask (field mask) 22 and a lens 23.
  • the arrangement and functions of the microlens array 21, the mask (field-of-view mask) 22, the lens 23, the spectroscopic means 31, the lens 41 and the imaging means 42 are the same as in the A unit 100A in the eye analysis device of FIG.
  • the light irradiation means 3000 B includes a light source 10 E, mirrors 601 and 602, an optical fiber 401 f, lenses 701, 702 and 711, and a beam splitter 121.
  • the light source 10E is not particularly limited.
  • the light source 10E may be, for example, a light source emitting broadband light, a light source emitting visible light, or a light source emitting infrared light, as in the light source 10B of FIG. In addition, for example, as in FIG.
  • the light source 10E includes a light source 10C that emits laser light (monochromatic pulse light) and a light source 10D that emits broadband light (for example, supercontinuum light (SC)). It is also good.
  • the light irradiation means 3000B is integrated as a part of A unit in FIG. 15, it is not limited to this.
  • the light irradiation unit 3000B may be configured as a separate member from the A unit and may be used as a light source for the A unit.
  • the light emitting unit 3000B is not limited to the light source for the A unit, and may be used as a light source for the B unit as described later.
  • a unit 2000A further includes mirrors 603, 604 and 605, dichroic mirrors 501 and 502, wavelength tunable filter 14 and wavelength selective filter 15.
  • the wavelength variable filter 14 and the wavelength selection filter 15 are disposed adjacent to the light incident side of the microlens array 21 in the order of the wavelength variable filter 14 and the wavelength selection filter 15 from the light incident side.
  • the wavelength variable filter 14 and the wavelength selection filter 15 correspond to a spectral unit that separates the light from the light source, like the wavelength variable filter 14 and the wavelength selection filter 15 of FIG. 1.
  • the B unit 2000B includes a spectrometer 1000, input ports (input ports) 801 and 901, output ports 802 and 902, a sample arm SA, a reference arm RA, lenses 704, 706 and 707, an optical power meter 707p, a fiber A coupler 401c and a scanning mirror (mirror) 610s are included.
  • light to be measured (for example, light emitted from the eye 1 irradiated with light) can be transmitted or reflected and introduced to the input port 901.
  • the path of the light to be measured can be adjusted and introduced to the input port 901.
  • the input ports 801 and 901 and the output ports 802 and 902 are connected to optical fibers, respectively. These optical fibers include a sample arm SA and a reference arm RA, and are bundled by a fiber coupler 401c.
  • the input port 801 can introduce the irradiation light from the light irradiation means 3000B to the B unit 2000B via the optical fiber.
  • the input port 901 can introduce the light to be measured into the sample arm (optical fiber) SA.
  • the output port 802 can introduce the light to be measured into the spectrometer 1000 via the sample arm SA and the optical fiber. Further, the output port 902 can receive the light from the light source as it is without irradiating the eye 1 via the reference arm (optical fiber) RA. This received light can be used as a reference light (reference).
  • the reference light received at the output port 902 is transmitted through the lens 707 and can be measured by the optical power meter 707p.
  • the spectrometer 1000 includes a lens 25, a wavelength variable filter (spectroscopic means) 32, a lens 41, and a line camera (imaging means) 20B, and these members are the same as the eye analyzer shown in FIG.
  • the function is also the same as that of the lens 25 of FIG. 4, the wavelength variable filter (spectroscopic means) 32, the lens 41 and the imaging means 20B.
  • the line camera 20B forms an image of at least a part of the eye 1 on an image plane (not shown in FIG. 15).
  • the eyeball analysis device of FIG. 15 further includes a light irradiation unit 3000A.
  • the light irradiation means 3000A includes a light source 10A, a mirror 606, a dichroic mirror 503, a lens 705, a beam splitter 12, a light power meter 10Ap, an objective lens 13, and an objective lens switcher 13s.
  • the light source 10A is not particularly limited, and may be, for example, the same as the light source 10A of FIGS.
  • the light from the light source 10A can be reflected, transmitted, or refracted by the mirror 606, the dichroic mirror 503, the lens 705, and the beam splitter 12.
  • the light power meter 10Ap can measure the intensity of light from the light source 10A.
  • the objective lens 13 can be moved by the objective lens switcher 13s. For example, as described later, in the case of CARS measurement, the objective lens 13 may be used, and in the case of OCT measurement, the object lens 13 may not be used.
  • the eye analysis method using the eye analysis device of FIG. 15 is not particularly limited, and can be performed, for example, as shown in FIG. 16, 17, 18 or 19.
  • FIGS. 16 and 17 are diagrams showing an example of an eye analysis method by CARS measurement using the eye analysis device of FIG.
  • FIG. 16 shows a path of incident light irradiated (incident) to the eye 1 by the light source 10E.
  • FIG. 17 shows a path of emitted light emitted from the eye 1 irradiated with the light.
  • the CARS measurement of FIGS. 16 and 17 can be performed as follows. First, as shown in FIG. 16, the super continuum light SC1 and the pump light (excitation light) P1 are irradiated from the light source 10E.
  • the wavelength of the supercontinuum light SC1 is not particularly limited, but may be, for example, a wavelength of 1100 nm to 1600 nm.
  • the central wavelength of SC1 is also not particularly limited, but may be, for example, a central wavelength of 1040 nm.
  • the irradiation interval of SC1 is not particularly limited, but may be, for example, several tens ps.
  • the pump light P1 is, for example, a monochromatic laser light, and may be, for example, a pulse laser.
  • the wavelength of P1 is not particularly limited, but may be, for example, 1064 nm.
  • the irradiation interval of P1 is not particularly limited, but may be, for example, several ps.
  • SC 1 is reflected in the above order by the mirrors 601 and 602, transmits the lens 711, the optical fiber 401 f, the lens 701 and the beam splitter 121 in the above order, and transmits the dichroic mirror 501.
  • P1 is reflected by the mirror 603, then reflected by the dichroic mirror 501, and combined with SC1 to become combined light.
  • SC1 is excited by P1.
  • the combined light of SC1 and P1 passes through the dichroic mirror 502, is reflected in the above order by the mirror 605, the mirror 606 and the dichroic mirror 503 as shown, and then is reflected by the beam splitter 12 and further the objective lens 13 The light penetrates and is irradiated to the eye 1.
  • CARS light (signal light) S1 is emitted from the eye light 1 irradiated with the synthetic light of the SC1 and P1.
  • the wavelength of the CARS light (signal light) S1 is not particularly limited, but may be, for example, 700 nm to 980 nm.
  • S1 transmits the objective lens 13, and transmits or reflects the beam splitter 12, the dichroic mirror 503, the mirror 606, the mirror 605, the dichroic mirror 502, the lens 703, and the mirror 604 in the above order.
  • S1 further transmits light through the wavelength tunable filter 14, the wavelength selection filter 15, the microlens array 21, the mask (field-of-view mask) 22, the lens 23, the spectroscopic means 31, and the lens 41 in this order and refracts while transmitting. , Spectroscopy, etc. are performed. Further, S1 transmitted through the lens 41 is irradiated to the imaging means 42 to be imaged, and the dispersed light S1 is two-dimensionally separated by the pixels on the image obtained by imaging.
  • the imaging unit 42 may be a two-dimensional imaging system in which S1 is two-dimensionally separated as described above. However, the present invention is not limited to this, and may be a three-dimensional imaging system in which S1 is three-dimensionally separated.
  • FIGS. 18 and 19 are diagrams showing an example of an eye analysis method by OCT measurement using the eye analysis device of FIG.
  • FIG. 18 shows a path of incident light irradiated (incident) to the eye 1 by the light source 10E.
  • FIG. 19 shows a path of emitted light emitted from the eye 1 irradiated with the light.
  • the OCT measurement of FIGS. 18 and 19 can be performed as follows.
  • the super continuum light SC2 is irradiated from the light source 10E.
  • the wavelength of SC2 is not particularly limited, for example, the central wavelength may be variable.
  • the wavelength band of SC2 is also not particularly limited, but may be, for example, 20 nm to several hundred nm.
  • SC 2 is reflected in the above order by mirrors 601 and 602, transmitted through lens 71 1, optical fiber 401 f and lens 701 in the above order, reflected by beam splitter 121, transmitted through lens 702 and input port 801. be introduced.
  • the SC2 introduced to the input port 801 is further divided into two by the sample arm SA and the reference arm RA.
  • the SC 2 introduced to the sample arm SA transmits the input port 901 and the lens 706 in the above-mentioned order, is reflected by the scanning mirror 610s, and further transmits the lens 704, the lens 705 and the beam splitter 12 in the above-mentioned order It is irradiated to 1.
  • the objective lens 13 is not used.
  • the SC2 introduced to the reference arm RA passes through the lens 707, and its intensity is measured by the light power meter 707p, and is used as a reference light (reference).
  • OCT light (signal light) S2 is emitted from the eye 1 irradiated with SC2.
  • the wavelength of S2 is not particularly limited, but may be the same as, for example, the light SC2 incident on the eye 1.
  • S2 passes through the beam splitter 12, the lens 704, and the lens 705 in the above order, is reflected by the scanning mirror 610s, passes through the lens 706 and the input port 901, and is introduced into the spectrometer 1000 via the output port 802. .
  • the SC 2 introduced into the spectrometer 1000 passes through the lens 25, the wavelength variable filter (spectroscopic means) 32, and the lens 41 in the above order, and is imaged by the line camera (imaging means) 20B on the image obtained by imaging
  • the emitted light separated in two dimensions is separated by the pixel of.
  • An image of at least a part of the eye 1 is formed on an image plane (not shown) by the line camera 20B and analyzed using the reference light (reference) introduced to the reference arm RA.
  • the line camera (imaging unit) 20B may be a two-dimensional imaging system in which S2 is two-dimensionally separated as described above.
  • the present invention is not limited to this, and may be a three-dimensional imaging system in which S2 is three-dimensionally separated.
  • FIG. 20 shows still another example of the biological tissue analysis apparatus of the present invention.
  • FIG. 20 is a biological tissue analyzer capable of analyzing biological tissues other than the eye.
  • the apparatus shown in FIG. 20 has a lens 710 and a spectrometer 1001 in place of the micro lens array 21, the mask (field mask) 22, the lens 23, the spectral means (diffraction grating) 31, the lens 41 and the imaging means 42 in the A unit. Including.
  • the spectrometer 1001 includes a light separating means and a light separating means, the light separating means includes a diffraction grating, and the light separating means separates the outgoing light two-dimensionally or three-dimensionally, and the diffraction grating The two-dimensionally or three-dimensionally separated outgoing light is dispersed.
  • the light separating means and the spectral means (diffraction grating) included in the spectrometer 1001 are not particularly limited, but, for example, as in FIG. 15, the microlens array 21, the mask (field mask) 22, the lens 23, the spectral The means (diffraction grating) 31, the lens 41, the imaging means 42, etc. may be used.
  • a dichroic mirror 507 is disposed between the mirror 604 and the wavelength tunable filter 14. Further, in this living tissue analyzer, a mirror 607 and a scanning mirror 611 s are disposed between the dichroic mirror 502 and the mirror 605. The scanning mirror 611s can change the optical path of the reflected light by changing the angle. Furthermore, this living tissue analysis apparatus has objective lenses 1101 and 1102 and lens switchers 1101s and 1102s instead of the objective lens 13 and the lens switcher 13s. The objective lenses 1101 and 1102 face each other, and the biological tissue to be analyzed (not shown) can be placed between the objective lenses 1101 and 1102 and analyzed.
  • the biological tissue to be analyzed is not particularly limited and is optional, for example, each biological tissue mentioned above may be mentioned, for example, it may be skin or a wall of digestive tract (eg esophagus, stomach wall etc.), and circulation Tissue of an organ related to Examples of the organ related to the circulation include lung, heart, blood vessel and the like.
  • the tissue of the blood vessel may be, for example, a blood vessel wall, blood or the like.
  • the lens switchers 1101 s and 1102 s can use, for example, objective lenses 1101 and 1102 in the case of CARS measurement, and do not use the objective lenses 1101 and 1102 in the case of OCT measurement, as described later.
  • the living tissue analysis apparatus does not have the lens 703.
  • the configuration of the biological analysis device of FIG. 20 is the same as that of the eye analysis device of FIG.
  • the biological tissue may be analyzed as it is without being taken out of the living body, or the biological tissue may be taken out of the living body and analyzed. Good.
  • the biological tissue analysis method using the biological tissue analysis apparatus of FIG. 20 is not particularly limited, but can be performed, for example, as shown in FIGS. 21, 22, 23, 24 or 25.
  • FIG. 21 shows a path of incident light irradiated (incident) to a living tissue (not shown) by the light source 10E.
  • 22 and 23 show the path of the outgoing light emitted from the living tissue irradiated with the light.
  • the CARS measurement of FIGS. 21, 22 and 23 can be performed as follows. First, as shown in FIG. 21, the super continuum light SC3 and the pump light (excitation light) P3 are irradiated from the light source 10E. Various characteristics such as the wavelength, center wavelength and irradiation interval of the super continuum light SC3 and the pump light (excitation light) P3 are not particularly limited. For example, the super continuum light SC1 and the pump light (excitation light) P1 in FIG.
  • SC3 is reflected in the above order by mirrors 601 and 602, transmits in the above order in the lens 711, the optical fiber 401f, the lens 701 and the beam splitter 121, and further transmits the dichroic mirror 501.
  • P3 is reflected by the mirror 603, then reflected by the dichroic mirror 501, and combined with SC3 to become combined light.
  • SC3 is excited by P3.
  • the SC3 and P3 combined light passes through the dichroic mirror 502, is reflected by the mirror 607, the scanning mirror 611s, the mirror 605, the mirror 606, and the dichroic mirror 503 in the above order, and is then reflected by the beam splitter 12, as shown.
  • the intensity is measured by the optical power meter 10Ap and transmitted through the objective lens 1102 to be applied to a biological tissue to be analyzed (not shown).
  • backscattered light S3 of CARS light (signal light) is emitted from the living tissue that has been irradiated with the synthetic light of SC3 and P3.
  • the wavelength of the backscattered light S3 of the CARS light (signal light) is not particularly limited, but may be, for example, 700 nm to 980 nm.
  • S3 passes through the objective lens 1102, passes through the beam splitter 12, the dichroic mirror 503, the mirror 606, the mirror 605, the scanning mirror 611s, the mirror 607, the dichroic mirror 502, and the mirror 604 in this order, or is reflected.
  • the spectrometer 1001 includes the light separating means and the light separating means as described above, and the light separating means includes the diffraction grating, and the light separating means separates the emitted light two-dimensionally or three-dimensionally.
  • the diffraction grating separates the two-dimensionally or three-dimensionally separated outgoing light.
  • the spectrometer 1001 may be a two-dimensional imaging system in which S3 is two-dimensionally separated as described above. However, the present invention is not limited to this, and may be a three-dimensional imaging system in which S3 is three-dimensionally separated.
  • forward scattered light S3A of CARS light (signal light) is emitted from the biological tissue irradiated with the synthetic light of SC3 and P3.
  • the wavelength of the forward scattered light S3A of the CARS light is not particularly limited, but may be, for example, 700 nm to 980 nm.
  • S3A transmits the objective lens 1101, is reflected by the dichroic mirror 507, transmits the wavelength tunable filter 14 and the wavelength selection filter 15 in the above order, transmits the lens 710, and enters the spectrometer 1001.
  • the spectrometer 1001 includes the light separating means and the light separating means as described above, and the light separating means includes the diffraction grating, and the light separating means separates the emitted light two-dimensionally or three-dimensionally.
  • the diffraction grating separates the two-dimensionally or three-dimensionally separated outgoing light.
  • the spectrometer 1001 may be a two-dimensional imaging system in which S3 is two-dimensionally separated as described above. However, the present invention is not limited to this, and may be a three-dimensional imaging system in which S3 is three-dimensionally separated.
  • FIGS. 24 and 25 are diagrams showing an example of an eye analysis method by OCT measurement using the biological tissue analysis apparatus of FIG.
  • FIG. 24 shows a path of incident light irradiated (incident) on a living tissue by the light source 10E.
  • FIG. 25 shows the path of emitted light emitted from the living tissue irradiated with the light.
  • the OCT measurement of FIGS. 24 and 25 can be performed as follows.
  • the super continuum light SC4 is irradiated from the light source 10E.
  • the characteristics of the wavelength SC, center wavelength, wavelength band, and the like of SC4 are not particularly limited, but may be similar to, for example, the super continuum light SC2 of FIG.
  • SC4 is irradiated to the living tissue (not shown) to be measured in FIG. 24 in place of the eye 1 by the same path as the super continuum light SC2 in FIG. At this time, SC 4 does not transmit the objective lenses 1101 and 1102 as illustrated.
  • the signal light S4 of OCT light (signal light) is irradiated from the living tissue irradiated with SC4.
  • the wavelength of S4 is not particularly limited, but may be the same as, for example, the light SC4 incident on the living tissue.
  • S4 is introduced to the spectrometer 1000 by the same path as the OCT light (signal light) S2 of FIG.
  • S4 is analyzed by the method similar to OCT light (signal light) S2 of FIG.
  • three-dimensional spatial shape information of biological tissue can be acquired using OCT.
  • OCT optical coherence tomography
  • CARS chemical atomic layer senor
  • spectral information of a specific region based on three-dimensional spatial shape evaluation of a living tissue using CARS and evaluating property change from molecular information
  • early examination of the mechanism of disease Can early examination of the mechanism of disease Can.
  • the biological analysis device and the biological analysis method of the present embodiment are not limited to this, and for example, as described above, it can also be used as a two-dimensional imaging system in which light emitted from biological tissue is two-dimensionally separated.
  • FIG. 26 shows still another example of the biological tissue analysis apparatus of the present invention.
  • a polarizing plate 131 and a beam splitter 122 p are disposed between the light source 10 A and the dichroic mirror 503.
  • the living tissue analysis apparatus includes a beam splitter 123p, lenses 708 and 709, and image sensors (imaging means) 708B and 709B. Except for these, the configuration of the biological analysis device of FIG. 25 is the same as that of the biological analysis device of FIG.
  • the biological tissue analysis method using the biological tissue analysis apparatus of FIG. 26 is not particularly limited, but can be performed as shown in FIGS. 27 and 28, for example.
  • the white light W5 is emitted from the light source 10A.
  • the white light W5 passes through the polarizing plate 131, the beam splitter 122p, the dichroic mirror 503, and the beam splitter 12 in the above-mentioned order, and is polarized and separated when passing through the polarizing plate 131. Then, W5 is irradiated to the living tissue to be measured via the objective lens 1102.
  • the signal light S5 is emitted from the living tissue irradiated with the white light W5.
  • the signal light S5 passes through the dichroic mirror 503, is reflected by the beam splitter 122p, is split into S polarized light and P polarized light by the beam splitter 123p, and passes through the lenses 708 and 709, respectively.
  • the S5 transmitted through the lenses 708 and 709 is imaged and analyzed by the image sensors (imaging means) 708B and 709B. In this way, polarization detection and analysis can be performed.
  • the surface optical characteristics (polarization information) of the living tissue to be measured are evaluated, and the surface state of the object is uniform By acquiring information such as non-uniformity, it is possible to make more diverse diagnoses.
  • the biological tissue analysis method using the biological tissue analysis apparatus of the present embodiment is not particularly limited, and, for example, the same biological tissue analysis method as that in FIGS. 21 to 25 can be performed.
  • FIG. 29 shows still another example of the biological tissue analyzer of the present invention.
  • the B unit has two spectrometers. That is, this biological analyzer has a B unit in addition to the spectrometer 1000 and a spectrometer 1000B.
  • the configuration of the spectrometer 1000B is similar to that of the spectrometer 1000. That is, the spectrometer 1000B includes the lens 25, the wavelength variable filter (spectroscopic unit) 32, the lens 41 and the lens 25b similar to the line camera (imaging unit) 20B, the wavelength variable filter (spectrographic unit) 32b, the lens 41b and the line camera Imaging means) 20Bb.
  • this biological analysis apparatus also has another optical fiber 401fb.
  • the mirror 602 is a dichroic mirror, and further includes a mirror 602 b.
  • the living tissue analysis apparatus further includes lenses 711b, 701b and 712, dichroic mirrors 504 and 511, and an optical filter 712f.
  • the dichroic mirrors 504, 511 and 602 are movable. Thereby, it is possible to switch the light incidence to the optical fiber 401f or the optical fiber 401fb, and further, it is possible to switch the light incidence to the spectrometer 1000 or the spectrometer 1000B.
  • the living tissue analyzing apparatus of FIG. 29 it is possible to perform the analyzing method of living tissue by wavelength sweeping optical coherence tomography (SS-OCT). Except for this, the biological tissue analysis device of FIG. 29 is the same as the biological tissue analysis device of FIG.
  • the eye analysis method using the biological tissue analysis apparatus of FIG. 29 is not particularly limited, but can be performed, for example, as shown in FIG. 30, 31, 32, or 33.
  • FIGS. 30 and 31 show an example of measurement using the optical fiber 401 f and the spectrometer 1000.
  • the super continuum light SC6 is irradiated from the light source 10E.
  • the characteristics of the wavelength SC6, center wavelength, wavelength band and the like of SC6 are not particularly limited, but may be similar to, for example, the super continuum light SC2 of FIG.
  • SC4 is irradiated to the living tissue (not shown) to be measured in FIG. 30 by the same path as the super continuum light SC2 in FIG.
  • FIG. 30 shows an example of measurement using the optical fiber 401 f and the spectrometer 1000.
  • the sample arm SA has a lens 702, an optical filter 712f and a mirror 612, and the SC 6 transmits the lens 702, the optical filter 712f and the mirror 612 in the above order and then transmits the lens 706.
  • SC 4 does not transmit the objective lenses 1101 and 1102 as illustrated.
  • S6 of OCT light (signal light) is emitted from the living tissue irradiated with SC6 as shown in FIG.
  • the wavelength of S6 is not particularly limited, but may be the same as, for example, the light SC6 incident on the living tissue.
  • S6 is introduced to the spectrometer 1000 by the same path as the OCT light (signal light) S2 of FIG.
  • S6 transmitted through the lens 6 is transmitted through the mirror 612 of the sample arm SA, the light filter 712f and the lens 702 in the above order, transmitted through the beam splitter 122, and further reflected by the dichroic mirror 504 to be It is introduced into the meter 1000.
  • S6 is analyzed by the same method as OCT light (signal light) S2 of FIG.
  • the super continuum light SC7 is irradiated from the light source 10E.
  • the characteristics of the wavelength SC7, center wavelength, wavelength band and the like of SC7 are not particularly limited, but may be similar to, for example, the super continuum light SC2 of FIG.
  • the dichroic mirrors 602 and 504 are moved out of the light path, and the dichroic mirror 511 is moved into the light path.
  • SC 7 is not reflected by the dichroic mirror 602 but reflected by the mirror 602b as shown in the figure, so it does not pass through the optical fiber 401f and passes through the lens 711b, the optical fiber 401fb and the lens 702b in this order It is reflected by 511 and enters the beam splitter 122. Thereafter, SC7 is irradiated to the living tissue (not shown) to be measured in FIG. 32 in the same path as the super continuum light SC6 in FIG.
  • back scattered light S7 of OCT light (signal light) is emitted from the living tissue irradiated with SC7 as shown in FIG.
  • the wavelength of S7 is not particularly limited, but may be the same as, for example, the light SC7 incident on the living tissue.
  • S7 is not introduced into the spectrometer 1000, but introduced into the spectrometer 1000B through a path different from that of FIG.
  • S7 is analyzed by the same method as OCT light (signal light) S2 of FIG.
  • the wavelength of OCT is variable (two wavelengths in the configuration of FIGS. 29 to 33) to be a measurement target. It is possible to compare the difference in wavelength of linear optical properties (absorption and scattering) of living tissue with images. Thereby, it is possible to image-evaluate a change in the state of the living tissue (bleeding (having wavelength dependency on absorption), canceration) and apply it to diagnosis.
  • the present embodiment is not limited to FIGS. 29 to 33, and any modification is possible.
  • three or more spectrometers may be used, and the wavelength of OCT may be variable at three or more wavelengths.
  • FIG. 34 shows still another example of the biological tissue analysis apparatus of the present invention.
  • this biological analysis apparatus has a light source 10R for spontaneous Raman scattering measurement and a dichroic mirror 511. Also, in place of the wavelength variable filter 14 and the wavelength selection filter 15, a wavelength variable filter 14b and a wavelength selection filter 15b having different wavelength variable ranges and selection ranges are provided. Except for this, the biological tissue analysis apparatus of FIG. 34 is the same as the biological tissue analysis apparatus of FIG.
  • the eye analysis method using the biological tissue analysis apparatus of FIG. 34 is not particularly limited, and can be performed, for example, as shown in FIGS.
  • the super continuum light SC8 is irradiated from the light source 10R.
  • the characteristics of the wavelength SC, center wavelength, wavelength band, and the like of SC8 are not particularly limited, but may be similar to, for example, the super continuum light SC2 of FIG.
  • the SC8 is reflected by the dichroic mirror 511 and further reflected by the scanning mirror 611s. Thereafter, SC8 is transmitted through the objective lens 1102 through the same path as that of the super continuum light SC3 in FIG. 21, and is irradiated on the living tissue (not shown) to be measured in FIG.
  • back scattered light S8 of OCT light (signal light) is emitted from the living tissue irradiated with SC8 as shown in FIG.
  • the wavelength of S8 is not particularly limited, but may be, for example, 700 nm to 980 nm.
  • S8 is introduced to the spectrometer 1001 by the same path as the signal light (backscattered light) S3 of FIG.
  • forward scattered light S8A of CARS light (signal light) is emitted from the living tissue irradiated with SC8 as shown in FIG.
  • the wavelength of the forward scattered light S8A of the CARS light is not particularly limited, but may be, for example, 700 nm to 980 nm.
  • S8A is introduced to the spectrometer 1001 by the same path as the forward scattered light S3A of FIG.
  • the biological tissue analysis apparatus can also perform a biological tissue analysis method by the same method as the biological tissue analysis apparatus shown in FIG. 20, for example, by replacing the wavelength variable filter 14b and the wavelength selection filter 15b. It is.
  • an optical system of spontaneous Raman scattering is introduced, and evaluation, comparison, examination, and diagnostic application of a CARS optical system are performed. it can.
  • This enables, for example, multi-faceted diagnosis by comparing the result for diagnostic application of Raman scattering with the evaluation result of the CARS signal from within a few hundred ⁇ m from the surface.
  • FIG. 38 shows still another example of the biological tissue analyzer of the present invention.
  • this living body analysis device is the same as the living body analysis device of FIG. 20 except that a spatial light modulator (SLM) 1201 is disposed between the light source 10E and the mirror 603.
  • the spatial optical modulator 1201 corresponds to a spatial control mechanism capable of controlling at least one of the intensity and the polarization state of the light emitted from the light emitting unit (light source).
  • light having controlled at least one of the light intensity and the polarization state can be irradiated to the living tissue to be measured.
  • the eye analysis method using the biological tissue analysis apparatus of FIG. 38 is not particularly limited, but can be performed, for example, as shown in FIG. 39, 40 or 41.
  • 39, 40 and 41 are examples of CARS measurement.
  • the CARS measurement of FIGS. 39, 40 and 41 can be performed as follows.
  • super continuum light SC9 and pump light (excitation light) P9 are irradiated from the light source 10E.
  • Various characteristics such as the wavelength, center wavelength and irradiation interval of the super continuum light SC9 and the pump light (excitation light) P9 are not particularly limited.
  • the pump light P9 is transmitted through the spatial optical modulator 1201 and then reflected by the mirror 603.
  • the Iga analyzes the SC9 and P9 through the objective lens 1102 through the same path as SC3 and P3 in FIG. It is irradiated to a living tissue (not shown) of a subject.
  • back scattered light S9 of CARS light (signal light) is emitted from the living tissue which has been irradiated with the synthetic light of SC9 and P9.
  • the wavelength of the back scattered light S9 of the CARS light (signal light) is not particularly limited, but may be, for example, 700 nm to 980 nm.
  • S9 is introduced to the spectrometer 1001 in the same path as the backscattered light S3 of FIG.
  • forward scattered light S9A of CARS light (signal light) is irradiated from the living tissue which has been irradiated with the synthetic light of SC9 and P9.
  • the wavelength of the forward scattered light S9A of the CARS light is not particularly limited, but may be, for example, 700 nm to 980 nm.
  • S9A is introduced to the spectrometer 1001 in the same path as the forward scattered light S3A of FIG.
  • a space control mechanism (SLM etc.) is introduced to expose the measurement object by controlling polarization and intensity. Conditions (intensity and phase matching conditions) can be controlled. This makes it possible to extract the signal more efficiently.
  • the usage method of the biological tissue analysis device of the present embodiment is not limited to this, and for example, it can also be used by the same method as the biological analysis device of FIG.
  • FIG. 42 shows still another example of the biological tissue analysis apparatus of the present invention.
  • this bioanalytical device has a wavelength tunable filter 14 c and a wavelength selection filter 15 c which are different in wavelength tunable range and selection range, instead of the wavelength tunable filter 14 and the wavelength selection filter 15.
  • the biological tissue analyzer of FIG. 42 is the same as the biological tissue analyzer of FIG.
  • the wavelength variable filter 14c and the wavelength selection filter 15c correspond to a "light filter” that fixes the split outgoing light to a selected wavelength.
  • the non-linear optical effect is, for example, at least one selected from the group consisting of second harmonic generation (SHG), third harmonic generation (THG), and two-photon absorption fluorescence (TPF) as described above. May be
  • the biological tissue analysis method using the biological tissue analysis apparatus of FIG. 42 is not particularly limited, and can be performed, for example, in the same manner as the biological analysis of FIG.
  • CARS measurement may be performed as shown in FIGS. That is, first, as shown in FIG. 43, super continuum light SC10 and pump light (excitation light) P10 are irradiated from light source 10E.
  • Various characteristics such as the wavelength, center wavelength and irradiation interval of the super continuum light SC10 and the pump light (excitation light) P10 are not particularly limited.
  • back scattered light S10 of CARS light (signal light) is emitted from the living tissue that has been irradiated with the synthetic light of SC10 and P10.
  • the wavelength of the backscattered light S10 of the CARS light is not particularly limited, but may be, for example, 700 nm to 980 nm.
  • S10 is incident on the spectrometer 1001 by the same path as the backscattered light S3 of FIG. 22 and is similarly analyzed.
  • forward scattered light S10A of CARS light (signal light) is emitted from the biological tissue irradiated with the synthetic light of SC10 and P10.
  • the wavelength of the forward scattered light S10A of the CARS light is not particularly limited, but may be, for example, 700 nm to 980 nm.
  • S10A is incident on the spectrometer 1001 through the same path as the forward scattered light S3A of FIG. 22 and is similarly analyzed.
  • the nonlinear optical that is desired to detect the wavelength of the optical filter immediately before the detector (in the figure, the spectrometer 1001). It can be tailored to the effects (second harmonic generation (SHG), third harmonic generation (THG), and two photon absorption fluorescence (TPF)).
  • SHG second harmonic generation
  • TGF third harmonic generation
  • TPF two photon absorption fluorescence
  • the eye analysis device and the eye analysis method of the present invention can be used, for example, in the following applications. However, these are examples and do not limit the present invention at all.
  • SS-OCT wavelength swept optical coherence tomography
  • SS-OCT can be performed with one device without using a plurality of devices, for example, as shown in Embodiments 1 to 10 (FIGS. 1 to 12).
  • mixed light of light of plural wavelengths for example, broadband light such as white light, white laser light, SC light, or mixed light of plural monochromatic lights
  • the wavelength can be measured by using a plurality of filters.
  • the intensity of light to be applied to the living tissue can be determined by using a short wavelength when analyzing the surface of the living tissue and a long wavelength when analyzing the back (internal) of the living tissue. Even if it is weak, it is possible to analyze deep into the tissue of living tissue.
  • a filter for example, in order to extract 300 microwatt laser light from 300 mWatt white laser light, it is only necessary to extract 1/1000 laser light by the filter. It is easy.
  • wavelength sweeping optical coherence tomography which has been widely used in the past, the wavelength can not be changed with one device (device). For this reason, since light of a plurality of wavelengths is temporally divided and incident using a plurality of devices (instruments), the measurement (analysis) time is long, and the burden on the patient is also large.
  • wavelength sweeping type optical coherence tomography SS-OCT
  • SS-OCT wavelength sweeping type optical coherence tomography
  • a plane perpendicular to the incident direction of light to the eye can be analyzed according to the position of the space of the eye.
  • the surface to be analyzed is not particularly limited.
  • the surface may be a fundus, or may be at least a part of a retina, a cornea, or a lens.
  • FIG. 14 schematically shows the concept of three-dimensional spectroscopy in the present invention.
  • FIG. 14 shows that, in addition to the planar direction (X direction and Y direction), analysis according to the change in wavelength (Z direction) is performed.
  • three-dimensional spectral analysis in different wavelength bands, for example, imaging of a fundus tomographic image, it is possible to analyze the difference in depth due to the difference in infrared wavelength.
  • absorption of specific wavelengths of visible light or infrared light can be used for cataract inspection.
  • spectroscopic analysis at a specific wavelength of visible light can be performed by imaging an intraocular blood vessel, an optic nerve or the like.
  • the present invention for example, in addition to the plane direction perpendicular to the incident direction of the light to the eye, three-dimensionally including the direction parallel to the incident direction of the light (the depth direction of the eye) It is also possible to analyze. In addition to this, it is possible to perform analysis (four-dimensional spectroscopic analysis) in which the wavelength is further changed. Further, for example, in addition to the four-dimensional spectroscopic analysis in which the wavelength is changed, five-dimensional spectroscopic analysis in which the measurement time is changed (the time is added to the measurement direction) is also possible.
  • the relationship between the wavelength of the light emitted from the specific position and the polarization azimuth ( ⁇ ) of the output light is two-dimensionally plotted at a specific position in the space in the eye
  • the degree of progression of a disease and the like can be mentioned. More specifically, for example, from the relationship between the wavelength at the specific position and the polarization azimuth ( ⁇ ), the ratio of L-alginic acid to D-alginic acid at the specific position is calculated, and thereby the ratio at the specific position is calculated. Can determine the degree of progression of cataract.
  • the relationship between the wavelength of various positions in the eye and the polarization azimuth ( ⁇ ) it is possible to determine the progress of the disease at the various positions.
  • the application of the present invention is not limited to the above description and can be widely used for any application in eye analysis.
  • the present invention can be used for analysis of denaturation of proteins (such as crystallin), substances secreted into the eye, and the like.
  • analysis of amyloid protein in the eye can be used for early detection of Alzheimer's disease and the like.
  • an AGE formed by tryptophan in the lens constituent protein (crystallin) by analyzing oxidized kynurenine or 3-hydroxykynurenine, or by combining a lysine residue in the protein with a sugar in the body
  • cataract is also possible by analyzing the advanced glycated end products.
  • the present invention it is possible to analyze up to the deep part of the fundus or the space between the fundus and the lower layer than the fundus by using the light of long wavelength with high transmission power, thereby the condition of the optic nerve. Capillary status, retinal status, etc. can be analyzed. Furthermore, according to the present invention, for example, analysis of the eye can be performed noninvasively and conveniently.
  • minute changes in the state of the eye can be detected, and early detection of a disease or the like is possible. More specifically, for example, early detection of a disease or the like can be realized by detecting degeneration of crystallin protein in the eye, trace substances in the eye, minute changes in the retina, and the like.
  • the present invention is not limited to the eye, but can also be used for analysis of any other living tissue.
  • the present invention can be applied to OCT intravascular imaging to analyze the state of the blood vessel surface.
  • the present invention can be used for analysis of skin, for example, to analyze the state of localization such as a tumor (for example, how deep the tumor is from the skin surface, etc.).
  • the embodiments of the eyeball analysis apparatus and the eyeball analysis method of the present invention have been described by the embodiments 1 to 16, and the examples of the application of the present invention have been described.
  • the present invention is not limited to these, and any change is possible.
  • the present invention is not limited to only ocular devices that include one or both of the A unit and the B unit.
  • the Raman spectroscopy such as CARS has been mainly described, but the spectroscopy that can be used in the present invention is not limited to this, and for example, general spectroscopy such as Fourier spectroscopy, time domain spectroscopy, etc. Any of the spectroscopic methods used can be used.
  • the present invention it is possible to provide a living tissue analysis device and a living tissue analysis method that can easily analyze the depth of living tissue with a device having a simple configuration. As a result, the present invention can significantly contribute to early detection of various diseases related to the state of a living tissue such as an eyeball.

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Abstract

本発明は、簡単な構成の装置で、簡単に生体組織の奥まで分析可能な生体組織分析装置および生体組織分析方法を提供することを目的とする。　本発明の生体組織分析装置は、例えば、光照射手段１０、光分離手段２０Ｂ、分光手段３２を含み、光照射手段１０により、光が眼球１に照射され、光分離手段２０Ｂにより、前記光を照射された眼球１から出射する出射光が、眼球１の空間の位置に応じて分離され、分光手段３２により、前記光を照射された眼球１から出射する出射光が、分光される。

Description

生体組織分析装置および生体組織分析方法
　本発明は、生体組織分析装置および生体組織分析方法に関する。
　光学的方法によって眼球等の生体組織を非侵襲的に測定する装置については、従来から提案されている（例えば、特許文献１等）。
特開平５－２６１０６７号公報
　しかしながら、生体組織に照射する光の強度が弱いと、生体組織の奥まで分析することは困難である。一方、生体組織に照射する光の強度が強すぎると、生体組織の障害等を引き起こすおそれがある。このおそれは、特に、前記生体組織が眼球である場合等に顕著である。
　これを解決するための手段として、例えば、波長掃引型光干渉断層撮影（波長掃引型OCTまたはSS-OCT：Swept　Source　Optical　Coherence　Tomography）が考えられる。しかし、波長掃引型光干渉断層撮影には、波長可変のために複数の装置を用いなければならないため、装置の構成が複雑で、操作が煩雑になる。
　そこで、本発明は、簡単な構成の装置で、簡単に生体組織の奥まで分析可能な生体組織分析装置および生体組織分析方法を提供することを目的とする。
　前記目的を達成するために、本発明の生体組織分析装置は、光照射手段、光分離手段、分光手段を含み、前記光照射手段により、光が生体組織に照射され、前記光分離手段により、前記光を照射された前記生体組織から出射する出射光が、前記生体組織の空間の位置に応じて分離され、前記分光手段により、前記光が分光されて前記生体組織に照射されるか、または、前記分光手段により、前記光を照射された前記生体組織から出射する出射光が、分光され、コヒーレントアンチストークスラマン分光（CARS）、自発ラマン散乱および光干渉断層撮影（OCT）の少なくとも一つにより、前記生体組織の組織内部構造が分析される。
　本発明の生体組織分析方法は、生体組織に光を照射する照射工程と、前記照射された生体組織から出射する出射光を、前記生体組織の空間の位置に応じて分離する光分離工程と、前記生体組織に照射する前記光を、分光するか、または、前記照射された生体組織から出射する出射光を、分光する分光工程と、を含み、コヒーレントアンチストークスラマン分光（CARS）、自発ラマン散乱および光干渉断層撮影（OCT）の少なくとも一つにより、前記生体組織の組織内部構造を分析する。
　本発明によれば、簡単な構成の装置で、簡単に生体組織の奥まで分析可能な生体組織分析装置および生体組織分析方法を提供することができる。
図１は、本発明の生体組織分析装置の構成の一例を示す図である。 図２は、本発明の生体組織分析装置の構成の別の一例を示す図である。 図３は、本発明の生体組織分析装置の構成のさらに別の一例を示す図である。 図４は、本発明の生体組織分析装置の構成のさらに別の一例を示す図である。 図５は、本発明の生体組織分析装置の構成のさらに別の一例を示す図である。 図６は、本発明の生体組織分析装置の構成のさらに別の一例を示す図である。 図７は、本発明の生体組織分析装置の構成のさらに別の一例を示す図である。 図８は、本発明の生体組織分析装置の構成のさらに別の一例を示す図である。 図９は、本発明の生体組織分析装置の構成のさらに別の一例を示す図である。 図１０は、本発明の生体組織分析装置の構成のさらに別の一例を示す図である。 図１１は、本発明の生体組織分析装置の構成のさらに別の一例を示す図である。 図１２は、波長選択フィルターの機能の一例を示すグラフである。 図１３は、波長選択フィルターの構成の一例を示す図である。 図１４は、波長を変化させた三次元分光分析の概念を示す模式図である。 図１５は、本発明の生体組織分析装置の構成のさらに別の一例を示す図である。 図１６は、図１５の生体組織分析装置を用いた生体組織分析方法の一例を示す図である。 図１７は、図１５の生体組織分析装置を用いた生体組織分析方法の一例を示す図である。 図１８は、図１５の生体組織分析装置を用いた生体組織分析方法の一例を示す図である。 図１９は、図１５の生体組織分析装置を用いた生体組織分析方法の一例を示す図である。 図２０は、本発明の生体組織分析装置の構成のさらに別の一例を示す図である。 図２１は、図２０の生体組織分析装置を用いた生体組織分析方法の一例を示す図である。 図２２は、図２０の生体組織分析装置を用いた生体組織分析方法の一例を示す図である。 図２３は、図２０の生体組織分析装置を用いた生体組織分析方法の一例を示す図である。 図２４は、図２０の生体組織分析装置を用いた生体組織分析方法の一例を示す図である。 図２５は、図２０の生体組織分析装置を用いた生体組織分析方法の一例を示す図である。 図２６は、本発明の生体組織分析装置の構成のさらに別の一例を示す図である。 図２７は、図２６の生体組織分析装置を用いた生体組織分析方法の一例を示す図である。 図２８は、図２６の生体組織分析装置を用いた生体組織分析方法の一例を示す図である。 図２９は、本発明の生体組織分析装置の構成のさらに別の一例を示す図である。 図３０は、図２９の生体組織分析装置を用いた生体組織分析方法の一例を示す図である。 図３１は、図２９の生体組織分析装置を用いた生体組織分析方法の一例を示す図である。 図３２は、図２９の生体組織分析装置を用いた生体組織分析方法の一例を示す図である。 図３３は、図２９の生体組織分析装置を用いた生体組織分析方法の一例を示す図である。 図３４は、本発明の生体組織分析装置の構成のさらに別の一例を示す図である。 図３５は、図３４の生体組織分析装置を用いた生体組織分析方法の一例を示す図である。 図３６は、図３４の生体組織分析装置を用いた生体組織分析方法の一例を示す図である。 図３７は、図３４の生体組織分析装置を用いた生体組織分析方法の一例を示す図である。 図３８は、本発明の生体組織分析装置の構成のさらに別の一例を示す図である。 図３９は、図３８の生体組織分析装置を用いた生体組織分析方法の一例を示す図である。 図４０は、図３８の生体組織分析装置を用いた生体組織分析方法の一例を示す図である。 図４１は、図３８の生体組織分析装置を用いた生体組織分析方法の一例を示す図である。 図４２は、本発明の生体組織分析装置の構成のさらに別の一例を示す図である。 図４３は、図４２の生体組織分析装置を用いた生体組織分析方法の一例を示す図である。 図４４は、図４２の生体組織分析装置を用いた生体組織分析方法の一例を示す図である。 図４５は、図４２の生体組織分析装置を用いた生体組織分析方法の一例を示す図である。
　つぎに、本発明について、例を挙げて説明する。ただし、本発明は、以下の説明により、なんら限定されない。
　本発明において、前記生体組織に照射される光は、例えば、単色光でも、また、例えば、複数の波長の光を含む混合光であっても良く、例えば、広帯域光、単色光またはそれらの混合光であってもよい。前記単色光は、例えば、レーザー光であってもよい。前記レーザー光は、例えば、パルスレーザー光でもよいし、ＣＷ（連続発振）レーザー光でもよい。また、前記複数の波長の光を含む混合光は、例えば、広帯域光であってもよく、複数の単色光の混合光であってもよい。前記広帯域光は、例えば、白色光、またはスーパーコンティニューム（ＳＣ）光であってもよい。
　本発明の生体組織分析装置は、例えば、さらに、撮像手段を含み、前記撮像手段により、前記分光された出射光が撮像され、撮像して得られた画像上の画素によって前記分光された出射光が二次元的または三次元的に分離されてもよい。
　本発明の生体組織分析装置は、例えば、さらに、波長可変フィルターを含み、前記波長可変フィルターにより、前記光照射手段から照射された光が、選択された波長に固定されるか、または、前記波長可変フィルターにより、前記出射光が分光され、波長掃引型光干渉断層撮影（SS-OCT）により、前記生体組織の組織内部構造が分析されてもよい。
　本発明の生体組織分析装置は、例えば、さらに、干渉系または共焦点光学系を含み、前記光照射手段から照射された光の、選択された波長に応じて、前記干渉系または前記共焦点光学系の位置が調整されてもよい。例えば、下記Bユニットが、前記干渉系または前記共焦点光学系を含んでいてもよい。
　本発明の生体組織分析装置は、例えば、下記のAユニット及びBユニットの少なくとも一方のユニットを含んでいてもよい。
 
（Aユニット）
前記光分離手段および前記分光手段を含み、
前記分光手段が、回折格子を含み、
前記光分離手段により、前記出射光が二次元的に分離され、
前記回折格子により、前記二次元的に分離された出射光が分光される、
ユニット。
（Bユニット）
前記光分離手段および前記分光手段を含み、
前記光分離手段が、前記撮像手段を含み、
前記分光手段が、前記波長可変フィルターを含み、
前記波長可変フィルターにより、前記出射光が分光される、
ユニット。
　本発明の生体組織分析装置は、例えば、前記Aユニットが、コヒーレントアンチストークスラマン分光（CARS）および自発ラマン散乱の少なくとも一方の測定用ユニットであり、前記Bユニットが、光干渉断層撮影（OCT）用ユニットであってもよい。
　本発明の生体組織分析装置において、前記Aユニットにおける前記光分離手段は、例えば、マイクロレンズアレイまたはダイクロイックミラー（多層光学機能反射鏡または二色鏡ともいう）を含んでいてもよい。
　本発明の生体組織分析装置は、例えば、さらに、波長可変フィルターを含み、前記波長可変フィルターにより、前記光照射手段から照射された光が、選択された波長に固定されてもよい。
　本発明の生体組織分析装置は、例えば、前記Aユニットを含む生体組織分析装置において、さらに、コヒーレントアンチストークスラマン分光（CARS）用光照射手段を含み、前記CARS用光照射手段により、広帯域光及びレーザー光の混合光が生体組織に照射され、前記回折格子により、前記混合光が照射された生体組織からの出射光に含まれるラマン散乱光が分光されてもよい。これにより、例えば、さらに感度が高い分析をすることができる。
　本発明の生体組織分析装置は、例えば、前記CARS用光照射手段が、波長選択フィルターを含み、前記波長選択フィルターにより、前記混合光が分光され、必要な波長の光のみが選択的に生体組織に照射されてもよい。また、例えば、前記波長選択フィルターが、回折格子および波長選択マスクを含み、前記回折格子により、前記混合光が分光され、必要な波長の光のみが前記波長選択マスクを通過し、生体組織に照射されてもよい。
　本発明の生体組織分析装置は、例えば、前記Aユニット及び前記Bユニットにおいて、前記分光手段が、さらに、狭帯域フィルターを含み、前記分光された出射光が前記狭帯域フィルターを通過してもよい。
　本発明の生体組織分析装置は、例えば、前記Aユニットにおいて、前記光分離手段により、前記出射光が三次元的に分離され、前記回折格子により、前記三次元的に分離された出射光が分光されてもよい。すなわち、前記Aユニットにおいては、前記光分離手段により、前記出射光が二次元的に分離されてもよいが、三次元的に分離されてもよい。
　本発明の生体組織分析装置は、例えば、前記Bユニットにおいて、前記撮像手段により、前記分光された出射光が撮像され、撮像して得られた画像上の画素によって前記分光された出射光が三次元的に分離されてもよい。すなわち、前記Bユニットにおいて、撮像して得られた画像上の画素によって前記分光された出射光が二次元的に分離されてもよいが、三次元的に分離されてもよい。
　本発明の生体組織分析装置は、例えば、前記Aユニットを含む生体組織分析装置において、さらに、自発ラマン散乱用光照射手段を含んでいてもよい。
　本発明の生体組織分析装置は、例えば、前記Aユニットおよび前記Bユニットを含み、前記Aユニットおよび前記Bユニットが、前記光照射手段を共有してもよい。
　本発明の生体組織分析装置は、例えば、さらに、円偏光手段を含み、前記円偏光手段により、前記生体組織に入射する光が、円偏光されてもよい。この場合、例えば、本発明の生体組織分析装置が、さらに、円偏光分析手段を含み、前記円偏光分析手段により、前記生体組織の少なくとも一部における、左右の円偏光に対する吸光度の違い（二色性）が検出されてもよい。
　本発明の生体組織分析装置は、例えば、さらに、直線偏光手段を含み、前記直線偏光手段により、前記広帯域光を照射された前記生体組織から出射する出射光が、直線偏光されてもよい。この場合、例えば、本発明の生体組織分析装置が、さらに、直線偏光分析手段を含み、前記直線偏光分析手段により前記直線偏光が分析されることで、前記生体組織の少なくとも一部における、左右の円偏光に対する屈折率の違い（旋光性）が検出されてもよい。
　本発明の生体組織分析装置は、例えば、さらに、前記光照射手段から照射された光の強度および偏光状態の少なくとも一方を空間制御することが可能な空間制御機構を含み、前記空間制御機構により、前記光照射手段から照射された光の強度および偏光状態の少なくとも一方が制御され、前記生体組織に照射されてもよい。
　本発明の生体組織分析装置は、例えば、さらに、光フィルターを含み、前記光フィルターにより、前記分光された出射光が、選択された波長に固定され、前記固定された波長に対応する非線形光学効果が測定されてもよい。また、この場合において、例えば、前記非線形光学効果が、第二高調波発生（SHG）、第三高調波発生（THG）、および二光子吸収蛍光（TPF）からなる群から選択させる少なくとも一つであってもよい。
　本発明の生体組織分析装置および生体組織分析方法において、前記生体組織は、特に限定されないが、例えば、眼球であってもよい。この場合において、前記生体組織は、眼球の組織の少なくとも一つであってもよく、例えば、眼底、網膜、水晶体および角膜の少なくとも一つであってもよい。また、本発明において、前記生体組織は、皮膚または生体内部器官の組織等であってもよい。前記生体内部器官の組織としては、消化器等の各器官の組織があげられ、特に限定されないが、例えば、胃壁組織、腸壁組織、胆のうの組織、肝臓の組織、すい臓の組織、これら器官のがん組織等が挙げられる。また、前記生体組織としては、例えば、循環に関する器官の組織等が挙げられる。前記循環に関する器官としては、例えば、肺、心臓、血管等が挙げられる。血管の組織としては、例えば、血管壁、血液等が挙げられる。また、本発明の生体組織分析装置および生体組織分析方法は、前記生体組織を生体内から取り出さずにそのまま分析してもよいし、前記生体組織を生体内から取り出して分析してもよい。
　本発明において、前記分光手段による分光は特に制限されず、例えば、前記出射光がラマン散乱光であれば、ラマン分光である。
　また、本発明において「分析」とは、特に断らない限り、定量分析（測定）でもよいし、定性分析でもよい。
　以下、本発明の具体的な実施形態について説明する。以下の実施形態１～１６においては、前記生体組織が眼球である場合について説明する。すなわち、以下の実施形態１～１６は、本発明の生体組織分析装置が眼球分析装置である場合と、それを用いた眼球分析方法とについて説明する。以下の実施形態１～３は、前記Aユニットを含む眼球分析装置の例である。実施形態４～７は、前記Bユニットを含む眼球分析装置の例である。実施形態８～１６は、前記Aユニットおよび前記Bユニットを両方含む眼球分析装置の例である。ただし、以下の実施形態は例示であり、本発明は、これにより、なんら限定されない。また、各図において、同一の特性を有する部材は同一の符号で示している。
［実施形態１］
　図１に、本発明の眼球分析装置の構成の一例を示す。同図は、前記Aユニットを含む眼球分析装置の一例である。図示のとおり、この眼球分析装置は、広帯域光を眼球に照射する光照射手段１０と、Aユニット１００Ａとから構成されている。Aユニット１００Ａは、前記広帯域光を照射された眼球１から出射（射出）する出射光（射出光）を、眼球１の空間の位置に応じて分離する光分離手段２０と、前記出射光を波長ごとに分光する分光手段３１とを含む。また、Aユニット１００Ａは、さらに、レンズ４１および撮像手段４２を含む。
　光照射手段１０は、光源１０Ａ、レンズ１１ａ、レンズ１１ｂ、ビームスプリッタ１２、レンズ１３、波長可変フィルター１４、波長選択フィルター１５および干渉系により構成されている。光源１０Ａとしては、例えば、白色光源、スーパーコンティニューム（以下「ＳＣ」ということがある。）光源、またはＬＥＤ（発光ダイオード）等を用いることができる。波長選択フィルター１５は、例えば、ＮＤフィルター（ニュートラル・デンシティー　フィルター： Neutral　Density　Filter）でもよいし、狭帯域フィルター等でもよい。また、波長可変フィルター１４および波長選択フィルター１５は、光源１０Ａからの光を分光する分光手段に該当する。前記干渉系は、光照射手段１０において、ビームスプリッタ１２の近辺（図中の、符号１９で示した領域）に配置されている。なお、前記干渉系に代えて、共焦点光学系を配置してもよい。また、本発明において、ビームスプリッタは、特に限定されないが、例えば、偏光分離能を有するビームスプリッタでもよいし、偏光分離能が必要ない場合は、偏光分離能を有しないハーフミラー等でもよい。
　光分離手段２０は、マイクロレンズアレイ２１、マスク（視野マスク）２２およびレンズ２３により構成されている。レンズ２３は、例えば、テレセントリックレンズであってもよい。
　分光手段３１は、回折格子である。分光手段（回折格子）３１は、例えば、VPH（Volume　Phase　Holographic）グレーティングまたはグリズムであってもよい。
　レンズ４１は、例えば、コリメータレンズであってもよい。図１において、撮像手段４２は、光が像を表示する撮像素子の前面の部分を示している。撮像手段４２は、例えば、一般的なカメラ、冷却CCD（Charge　Coupled　Device）カメラ、またはCMOS（Complementary　Metal　Oxide　Semiconductor）カメラ、または赤外線に感度を有するカメラであってもよい。
　光源１０Ａから照射される広帯域光の光路には、前記広帯域光の照射側から順に、レンズ１１ａ、波長可変フィルター１４、波長選択フィルター（バンドパスフィルター）１５、レンズ１１ｂおよびビームスプリッタ１２がこの順序で配置されている。また、眼球１から出射される出射光の光路には、前記出射光の出射側から順に、レンズ１３、ビームスプリッタ１２、マイクロレンズアレイ２１、マスク２２、レンズ２３、回折格子３１、レンズ４１および撮像手段４２が、この順序で配置されている。また、光源１０Ａから照射される広帯域光の照射方向と、眼球１から出射される出射光の出射方向とは、図１では互いに垂直であるが、角度は垂直に限定されず、任意である。
　図１の眼球分析装置は、例えば、以下のようにして使用することができる。まず、光照射手段１０により、光が眼球１に照射される。具体的には、まず、光源１０Ａから広帯域光が照射される。前記広帯域光は、例えば、白色光、またはスーパーコンティニューム（ＳＣ）光であってもよい。光源１０Ａから照射された前記広帯域光は、レンズ１１ａによって平行光に変換され、波長可変フィルター１４によって分光される。このとき、波長可変フィルター１４により、光源１０Ａから照射された光を、選択された波長に固定することができる。さらに波長選択フィルター１５によって特定の波長の光が選択的に透過され、前記選択的に透過された光がレンズ１１ｂによって収束され、つぎに、ビームスプリッタ１２によって反射され、さらに、レンズ１３によって収束された後に、眼球１に照射される。また、領域１９に配置された干渉系または共焦点光学系の位置は、光源１０Ａから照射された光の、波長可変フィルター１４および波長選択フィルター１５によって選択された波長に応じて調整される。なお、眼球１の眼底に光が照射される場合は、前記光が眼底よりも下層にも届くことにより、後述するように、眼底および眼底よりも下層の間の空間の状態を分析可能である。本発明により分析可能な眼底および眼底よりも下層の間の空間の部位としては、例えば、後述するように、眼底、網膜、前記眼底および眼底よりも下層の間の空間の断層、前記空間に存在する血管等が挙げられる。また、本実施例および後述する他の実施例では、主に、眼球１に照射される光が広帯域光である場合について説明する。しかし、本発明において、眼球に照射される光（例えば、光源１０Ａから出射される光）は、前述のとおり、広帯域光に限定されない。
　つぎに、眼球１に照射された前記広帯域光の少なくとも一部が、眼球１による反射、蛍光もしくは散乱等で、眼球１から出射される。眼球１から出射された出射光は、レンズ１３によって収束され、ビームスプリッタ１２を透過する。
　ビームスプリッタ１２を透過した前記出射光は、Aユニット１００Ａにより、以下のように処理される。すなわち、まず、前記出射光は、光分離手段２０のマイクロレンズアレイ２１に入射し、二次元的に分離され、その後、マスク２２を透過することで、眼球１の空間の位置に応じて分離され、さらに、レンズ２３によりコリメートされる。二次元的に分離されてレンズ２３を透過した前記出射光は、分光手段（回折格子）３１により波長ごとに分光される。なお、同図では、前記出射光が、回折格子３１により、各単色光に分離される例を示している。そして、回折格子３１により分光された光は、レンズ４１によって収束され、撮像手段４２に照射される。これにより、撮像手段４２に画像が形成される。その画像を、例えば、スペクトル解析手段（図示せず）に供し、各視野の分光スペクトルを解析する。
　本発明の生体組織分析装置によれば、例えば、波長掃引型光干渉断層撮影(波長掃引型OCTまたはSS-OCT：Swept　Source　Optical　Coherence　Tomography。以下「SS-OCT」という。)を用いて分析することができる。これにより、生体組織に照射する光の強度が弱くても、生体組織の組織の奥まで分析可能である。具体的には、例えば、生体組織の表面を分析する場合は短い波長で、生体組織の奥（内部）を分析する場合は長い波長で、と使い分けることにより、生体組織に照射する光の強度が弱くても、生体組織の組織の奥まで分析可能である。また、本発明の生体組織分析装置によれば、SS-OCTにより、生体組織の奥行き方向の内部構造を分析可能であり、例えば、生体組織の表面から奥までを、波長可変で分析できる。これにより、例えば、生体組織の状態の微細な変化も検出可能である。
　ただし、本発明の生体組織分析装置による測定方法は、SS-OCTのみに限定されず、前述のとおり、コヒーレントアンチストークスラマン分光（CARS）、自発ラマン散乱および光干渉断層撮影（OCT）の少なくとも一つにより分析可能である。例えば、Ａユニットを有することでコヒーレントアンチストークスラマン分光（CARS）測定が可能であり、Ｂユニットを有することで自発ラマン散乱および光干渉断層撮影（OCT）の一方または両方を測定可能であるが、これには限定されない。なお、SS-OCTはOCTの一種である。
　また、前述のとおり、従来は、波長掃引型光干渉断層撮影には、波長可変のために複数の装置を用いなければならないため、装置の構成が複雑で、操作が煩雑であった。これに対し、本発明によれば、簡単な構成の装置で、簡単に生体組織の奥まで分析可能である。
　また、図１の眼球分析装置によれば、分光手段（回折格子）３１により波長ごとに分光した異なる波長の光を、同時に撮像手段４２に照射して画像を形成する。これにより、分析の時間同時性が確保できる。また、例えば、分析の視野（分析対象となる眼球１の空間の範囲）を広げるために、スキャン機構（図示せず）によりスキャンを行いながら眼球１を分析してもよい。このように、Aユニットを含む眼球分析装置は、分析の時間同時性が確保できるという利点がある。また、Aユニットは、異なる波長の光を同時に分析できるため、例えば、複数の波長の情報をプローブとした分析に有用である。ただし、Aユニットを含む眼球分析装置の用途はこれに限定されず、例えば、赤外光を用いた分析等にも使用できる。
　なお、分光手段として、回折格子３１に代えて、例えば、プリズム等を用い、前記出射光を波長ごとに分光してもよい。また、例えば、回折格子３１に代えて、波長フィルターを用い、前記出射光から特定の光の波長のみを取り出すようにしてもよい。また、光分離手段２０は、例えば、さらに、イメージスライサー、スリット、アパーチャー（ダイヤフラム）、ファイバーバンドル等の少なくとも一つを含んでいてもよい。また、本実施例では、光分離手段がマイクロレンズアレイを含む例を示したが、前述のとおり、本発明におけるAユニットはこれに限定されない。例えば、Aユニット１００Ａにおいて、光分離手段２０は、マイクロレンズアレイ２１に加え、または、これに代えてダイクロイックミラーを含んでいてもよい。以下の各実施形態のAユニットにおいても同様である。
［実施形態２］
　図２に、本発明の眼球分析装置の構成の別の一例を示す。図１の装置は、分光手段が回折格子３１のみにより構成されていたが、図２の装置は、図示のとおり、さらに狭帯域フィルター３３を含み、回折格子３１および狭帯域フィルター３３により分光手段３０が構成されている。なお、狭帯域フィルター３３は、狭帯域フィルターに代えて、オーダーカットフィルターであってもよい。また、狭帯域フィルター３３は、図２では、回折格子３１とレンズ４１との間に配置されている。ただし、狭帯域フィルター３３の位置は、これに限定されず、例えば、レンズ２３と回折格子３１との間に配置されていても、同様の効果を得ることができる。回折格子３１を透過した前記出射光は、必要な波長帯域の光のみが選択的に狭帯域フィルター３３を透過し、レンズ４１に照射される。これら以外は、図２の眼球分析装置は、図１の眼球分析装置と同じである。狭帯域フィルター３３によって、必要のない波長帯の光をカットできるので、例えば、撮像手段４２の画像形成面（検出器面）を有効に用いることができる。より具体的には、例えば、前記画像形成面（検出器面）において、分光スペクトルを映さない部分を、眼球内の測定視野の拡大に充てることができる。これにより、本実施形態は、特に、波長分解能が高い（波長またはそれに関する、より詳細な情報を分析する）スペクトルの場合に有効である。
［実施形態３］
　図３に、本発明の眼球分析装置の構成のさらに別の一例を示す。図示のとおり、この眼球分析装置は、光照射手段１０において、レンズ１１とビームスプリッタ１２との間に、偏光板６１が配置されている。偏光板６１は、例えば、光軸を軸として回転可能であってもよい。また、Aユニット１００Ａにおいて、レンズ２３と分光手段（回折格子）３１との間に、１／２波長板２６および偏光板２７が、光出射側から前記順序で配置されている。なお、偏光板２７は、例えば、偏光板に代えて偏光ビームスプリッタであってもよい。これら以外は、図３の眼球分析装置は、図１の眼球分析装置と同じである。
　図３の眼球分析装置は、例えば、以下のようにして使用することができる。まず、図１と同様、光源１０Ａから広帯域光を照射させる。前記広帯域光は、例えば、白色光、またはスーパーコンティニューム（ＳＣ）光であってもよい。光源１０Ａから照射された前記広帯域光は、レンズ１１ａによって平行光に変換され、波長可変フィルター１４によって分光される。このとき、波長可変フィルター１４により、光源１０Ａから照射された光を、選択された波長に固定することができる。さらに波長選択フィルター１５によって特定の波長の光が選択的に透過され、前記選択的に透過された光がレンズ１１ｂによって収束され、つぎに、偏光板６１によって直線偏光にされる。偏光された前記広帯域光は、ビームスプリッタ１２、レンズ１３によって図１と同様に処理されて眼球１に照射され、さらに、その少なくとも一部が、眼球１からの出射光となってレンズ１３およびビームスプリッタ１２を通過する。
　ビームスプリッタ１２を透過した前記出射光は、Aユニット１００Ａにより、以下のように処理される。すなわち、まず、前記出射光は、光分離手段２０のマイクロレンズアレイ２１、マスク２２およびレンズ２３によって、図１と同様に処理され、眼球１の空間の位置に応じて分離される。つぎに、レンズ２３を透過した前記出射光は、１／２波長板２６に入射する。１／２波長板２６は、回転させることが可能であり、これにより、前記出射光の直線偏光の方位を変えることができる。１／２波長板２６を透過した前記出射光は、偏光板２７により、特定の方向の直線偏光が選択的に出射され、その後、分光手段（回折格子３１）により波長ごとに分光される。分光手段（回折格子３１）により波長ごとに分光された光は、レンズ４１、撮像手段４２および任意にスペクトル解析手段（図示せず）により、図１と同様に処理される。このとき、前記スペクトル解析手段によって異なる方向の直線偏光の分光スペクトルを比較することにより、眼球１の少なくとも一部における、左右の円偏光に対する屈折率の違い（旋光性）が検出されてもよい。
　なお、本発明において、偏光板の配置および使用方法は、図３の例に限定されない。例えば、本発明の眼球分析装置により得られたデータをラマン分光法により分析する場合、ラマン散乱によって生じる特定の方位の直線偏光だけを通すフィルターを使えば、眼球内の分子から発せられるルミネッセンス光などのバックグラウンド光（直線偏光を持たない光、無偏光）を抑えることができる。具体的には、例えば、光源１０Ａから照射された広帯域光または眼球１からの出射光がバックグラウンド光を含む場合、ビームスプリッタ１２とマイクロレンズアレイ２１との間（マイクロレンズアレイ２１の光入射側）等に直線偏光板（直線偏光手段）を配置して偏光フィルターとする。これにより、バックグラウンド光を透過させず、ラマン散乱に必要な直線偏光だけを透過させて用いることができる。
　また、例えば、直線偏光板に代えて、円偏光板を用い、眼球１に入射する光または眼球1から出射（射出）される光を円偏光してもよい。円偏光板を用いた場合は、例えば１／２波長板２６を回転可能な１／４波長板に置き換えるか、または、１／２波長板２６の光入射側または光出射側に隣接して、回転可能な１／４波長板を用いてもよい。円偏光板（円偏光手段）６１は、例えば、透過させる円偏光の回転方向の左右を切り替え可能であってもよい。また、前記１／４波長板により、円偏光を直線偏光に変換することができる。また、１／２波長板２６により、直線偏光の方位または円偏光の回転方向を変えることができる。このようにすれば、例えば、眼球１の少なくとも一部における、左右の円偏光に対する吸光度の違いを検出することができる。これにより、例えば、眼球１中の光学異性体の検出を行うことができる。前記光学異性体としては、例えば、アミノ酸又はアミノ酸残基のL体とD体が挙げられる。
［実施形態４］
　図４に、本発明の眼球分析装置の構成のさらに別の一例を示す。同図は、前記Bユニットを含む眼球分析装置の一例である。図示のとおり、この眼球分析装置は、広帯域光を眼球に照射する光照射手段１０と、Bユニット１００Ｂとから構成されている。
　光照射手段１０は、光源１０Ａ、レンズ１１、ビームスプリッタ１２およびレンズ１３により構成されている。光源１０Ａとしては、例えば、図１（実施形態１）と同様に、白色光源、ＳＣ光源、またはＬＥＤ（発光ダイオード）等を用いることができる。ビームスプリッタ１２も、例えば、図１（実施形態１）と同様でよい。Bユニット１００Ｂは、前記広帯域光を照射された眼球１から出射する出射光を、眼球１の空間の位置に応じて分離する光分離手段（撮像手段）２０Ｂと、前記出射光を波長ごとに分光する分光手段（波長可変フィルター）３２とを含む。また、Bユニット１００Ｂは、さらに、レンズ２５および４１を含む。Bユニット１００Ｂの構成要素は、図示のとおり、眼球１からの出射光の出射側から、レンズ２５、分光手段（波長可変フィルター）３２、レンズ４１、光分離手段（撮像手段）２０Ｂの順序で配置されている。
　また、図４の眼球分析装置は、分光手段として、図１～３の回折格子３１に代えて、前述のとおり、波長可変フィルター３２を有する。波長可変フィルター（チューナブルフィルター）３２は、例えば、ファブリペローエタロン等であってもよい。
　図４の眼球分析装置において、レンズ４１は、例えば、コリメータレンズであってもよい。
　撮像手段２０Ｂは、例えば、光が像を表示する撮像素子を含んでも良く、その撮像素子の前面に画像が形成されてもよい。撮像手段２０Ｂは、実施形態１（図１～３）の撮像手段４２と同様、例えば、カメラであっても良く、その撮像面に画像が形成されてもよい。図４において、撮像手段２０Ｂの画像形成面は、例えば、カメラレンズ、または赤外線カメラ（例えば、波長1.2μm以下の場合はブラックシリコン素子、波長0.7～1.8μmの場合はInGaAs素子やHgCdTe素子、波長1～5μmの場合はInSb素子またはHgCdTe）の撮像面であってもよい。
　図４の眼球分析装置は、例えば、以下のようにして使用することができる。まず、光源１０Ａから広帯域光が照射される。前記広帯域光は、実施形態１と同様に、例えば、白色光、またはスーパーコンティニューム（ＳＣ）光であっても良い。光源１０Ａから照射された前記広帯域光は、レンズ１１によって収束され、つぎに、ビームスプリッタ１２によって反射され、さらに、レンズ１３によって収束された後に、眼球１に照射される。
　つぎに、ビームスプリッタ１２を透過した前記出射光により、レンズ２５の光入射側の像面２４に、眼球１の少なくとも一部の画像（例えば眼底像）が結像される。さらに、前記出射光は、像面２４からレンズ２５に入射し、レンズ２５によりコリメートされた後に、波長可変フィルター３２により分光され、特定波長の単色光が取り出される。取り出された単色光は、レンズ４１によって収束され、撮像手段２０Ｂに照射される。そして、撮像手段２０Ｂにより、前記分光された出射光が撮像され、撮像して得られた画像上の画素によって前記分光された出射光が二次元的に分離される。このようにして、光分離手段２０により、眼球１から出射する出射光を、眼球１の空間の位置に応じて二次元的に分離することができる。その画像を、例えば、スペクトル解析手段（図示せず）に供し、各視野の分光スペクトルを解析する。これにより、眼球１の状態の微細な変化も検出可能である。また、波長可変フィルター３２により取り出される単色光の波長を変更することで、異なる波長の光による分析が可能である。
　図４のようにBユニットを含む眼球分析装置によれば、例えば、空間分解能が高いという利点を有する。このため、Bユニットを含む眼球分析装置は、例えば、赤外光を用いた分析に有用である。ただし、Bユニットを含む眼球分析装置の用途はこれに限定されず、例えば、可視光を用いた分析等にも使用できる。また、例えば、実施形態１～３（図１～３）の装置と同様、必要に応じ、スキャン機構（図示せず）を用いてスキャンすることにより、分析の視野を広げてもよい。
［実施形態５］
　図５に、本発明の眼球分析装置の構成のさらに別の一例を示す。図４の装置は、分光手段が波長可変フィルター３２のみにより構成されていたが、図５の装置は、図示のとおり、さらに狭帯域フィルター３３を含み、波長可変フィルター３２および狭帯域フィルター３３により分光手段３０が構成される。なお、狭帯域フィルター３３は、狭帯域フィルターに代えて、他の任意のフィルターでも良く、例えば、広帯域フィルターでもよいし、オーダーカットフィルターでもよい。また、狭帯域フィルター３３は、図５では波長可変フィルター３２とレンズ４１との間に配置されている。波長可変フィルター３２を透過した前記出射光は、必要な波長帯域の光のみが選択的に狭帯域フィルター３３を透過し、レンズ４１に照射される。これら以外は、図５の眼球分析装置は、図４の眼球分析装置と同じである。また、狭帯域フィルター３３の配置位置は、図５の位置に限定されず、例えば、波長可変フィルター２３を透過した前記出射光を狭帯域フィルター３３に入射させることができれば良く、具体的には、レンズ４１と撮像手段２０Ｂとの間等でもよい。狭帯域フィルター３３により、波長可変フィルター２３を透過した前記出射光に含まれる不要な波長帯域の光（検出対象の波長とは異なる波長の光、または他の次数の光）を遮断（カット）し、前記のとおり、必要な波長帯域の光のみを選択的に透過させることができる。
［実施形態６］
　図６に、本発明の眼球分析装置の構成のさらに別の一例を示す。図示のとおり、この眼球分析装置は、光照射手段１０において、レンズ１１とビームスプリッタ１２との間に、偏光板６１が配置されている。また、Bユニット１００Ｂにおいて、レンズ２５と波長可変フィルター３２との間に、１／２波長板２６および偏光板２７が、光出射側から前記順序で配置されている。なお、偏光板２７は、図３と同様、例えば、偏光板に代えて偏光ビームスプリッタであってもよい。これら以外は、図６の眼球分析装置は、図４の眼球分析装置と同じである。また、図６の眼球分析装置は、Aユニット１００Ａに代えてBユニット１００Ｂを有すること以外は、図３の眼球分析装置と同じである。
　図６の眼球分析装置は、例えば、以下のようにして使用することができる。まず、光源１０Ａから出射された広帯域光が眼球１に照射され、さらに眼球１からの出射光となってビームスプリッタ１２を通過するまでは、図３と同じである。ビームスプリッタ１２を透過した前記出射光は、Bユニット１００Ｂにより、以下のように処理される。すなわち、まず、前記出射光は、光分離手段２０の像面２４およびレンズ２５によって、図４と同様に処理され、眼球１の空間の位置に応じて分離される。つぎに、レンズ２５を透過した前記出射光は、１／２波長板２６に入射する。１／２波長板２６は、回転させることが可能であり、これにより、前記出射光の直線偏光の方位を変えることができる。１／２波長板２６を透過した前記出射光は、偏光板２７により、一方向の直線偏光が選択的に出射され、その後、波長可変フィルター３２により、波長ごとに分離され、特定波長の単色光が取り出される。取り出された単色光は、レンズ４１、撮像手段２０Ｂおよび任意にスペクトル解析手段（図示せず）により、図４と同様に処理される。
　図６の眼球分析装置は、例えば、図３と同様に、直線偏光だけを通すフィルターを用いてラマン分光法等に用いることも出来るし、直線偏光板に代えて円偏光板を用い、眼球１中の光学異性体の検出等に用いてもよい。
［実施形態７］
　図７に、本発明の眼球分析装置のさらに別の構成の一例を示す。図示のとおり、この眼球分析装置は、光照射手段１０が、レンズ１１に代えて、レンズ１１ａ、波長可変フィルター１４、波長選択フィルター１５、レンズ１１ｂおよび干渉系（干渉系が配置される領域１９）を有すること以外は、図４（実施形態４）の眼球分析装置と同じである。レンズ１１ａ、波長可変フィルター１４、波長選択フィルター１５およびレンズ１１ｂは、光源１０Ａから照射される広帯域光の光路に、前記広帯域光の照射側から前記順序で配置されている。なお、前記干渉系に代えて、共焦点光学系を配置してもよい。すなわち、図７の眼球分析装置における光照射手段１０の構成は、図１（実施形態１）の眼球分析装置における光照射手段１と同じである。
　図７の眼球分析装置は、例えば、以下のようにして使用することができる。まず、光照射手段１０により、光が眼球１に照射される。つぎに、眼球１に照射された前記広帯域光の少なくとも一部が、眼球１による反射、蛍光もしくは散乱等で、眼球１から出射される。眼球１から出射された出射光は、レンズ１３によって収束され、ビームスプリッタ１２を透過する。ここまでは、図１（実施形態１）の眼球分析装置と同様である。さらに、ビームスプリッタ１２を透過した前記出射光を、Bユニット１００Ｂにより、図４（実施形態４）の眼球分析装置と同様にして処理することができる。
　また、図７の眼球分析装置の変形例として、図８および図９の眼球分析装置を示す。図８の眼球分析装置は、光照射手段１０が、レンズ１１に代えて、レンズ１１ａ、波長可変フィルター１４、波長選択フィルター１５およびレンズ１１ｂを有すること以外は、図５（実施形態５）の眼球分析装置と同じである。レンズ１１ａ、波長可変フィルター１４、波長選択フィルター１５およびレンズ１１ｂは、光源１０Ａから照射される広帯域光の光路に、前記広帯域光の照射側から前記順序で配置されている。図９の眼球分析装置は、光照射手段１０が、レンズ１１に代えて、レンズ１１ａ、波長可変フィルター１４、波長選択フィルター１５およびレンズ１１ｂを有すること以外は、図６（実施形態６）の眼球分析装置と同じである。レンズ１１ａ、波長可変フィルター１４、波長選択フィルター１５およびレンズ１１ｂは、光源１０Ａから照射される広帯域光の光路に、前記広帯域光の照射側から前記順序で配置されている。
　図７～９の眼球分析装置は、いずれも、図４～６（実施形態４～６）と同様に、Bユニットを含む例である。Bユニットを含むことで、前述のとおり、例えば、空間分解能が高いという利点を有する。なお、図７～９において、波長可変フィルター１４および波長選択フィルター１５は、例えば、図１（実施形態１）の波長可変フィルター１４および波長選択フィルター１５と同様でもよい。
［実施形態８］
　図１０に、本発明の眼球分析装置のさらに別の構成の一例を示す。図示のとおり、この装置は、光照射手段１０、Aユニット２００ＡおよびBユニット２００Ｂにより構成されている。光照射手段１０は、光源を２つ含む。また、AユニットおよびBユニットは、実施形態１～７（図１～９）と同様、光分離手段および分光手段を含む。
　光照射手段１０は、２つの光源１０Ａおよび１０Ｂと、反射鏡７１およびレンズ７２と、ビームスプリッタ７３、７４および７５と、波長可変フィルター１４と、フィルター１５により構成されている。光源１０Ａおよび１０Ｂは、特に限定されないが、例えば、実施形態１～６（図１～６）の光源１０Ａと同様でもよい。反射鏡７１は、例えば、ガルバノミラーであってもよい。反射鏡７１は、回転により光の反射方向変化させることができる。また、波長可変フィルター１４および波長選択フィルター１５は、例えば、図１（実施形態１）の波長可変フィルター１４および波長選択フィルター１５と同様でもよい。
　光源１０Ａから照射される広帯域光の光路には、前記広帯域光の照射側から順に、レンズ７２およびビームスプリッタ７３が、この順序で配置され、光源１０Ａ、レンズ７２およびビームスプリッタ７３により、照射ユニット３００Ａが構成されている。なお、照射ユニット３００Ａを透過する広帯域光の照射方向は、図１０では、Aユニット２００ＡおよびBユニット２００Ｂをそれぞれ透過する光の透過方向に対し垂直であるが、角度は特に限定されず、垂直でなくてもよい。そして、ビームスプリッタ７３は、Aユニット２００Ａにおけるレンズ７７の光入射側に配置されている。また、照射ユニット３００Ａの光出射側には、ビームスプリッタ７５が配置されている。ビームスプリッタ７５は、Bユニット２００Ｂにおけるレンズ７６の光入射側に配置されている。
　光源１０Ｂの光出射側には、反射鏡７１が配置されている。光源１０Ｂからの光は、後述するように、反射鏡７１により反射される。その反射光の光路には、波長可変フィルター１４および波長選択フィルター１５が、前記順序で配置されている。また、眼球１から出射される出射光の光路には、前記出射光の出射側から順に、ビームスプリッタ７４、ビームスプリッタ７５、およびAユニット２００Ａが配置されている。
　Aユニット２００Ａは、マイクロレンズアレイ２１の光入射側にレンズ７６が配置されていること以外は、図２の装置のAユニット１００Ａと同じである。Bユニット２００Ｂは、像面２４の光入射側にレンズ７７が配置されていること以外は、図５のBユニット１００Ｂと同じである。なお、Aユニット２００ＡおよびBユニット２００Ｂをそれぞれ透過する光の透過方向は、図１０では互いに平行であるが、角度は特に平行に限定されず、任意である。
　図１０の眼球分析装置は、例えば、以下のようにして使用することができる。まず、光源１０Ａから広帯域光を照射させる。光源１０Ａから照射された広帯域光は、レンズ７２およびビームスプリッタ７３をこの順序で透過した後、ビームスプリッタ７５で反射され、ビームスプリッタ７４を透過して眼球１に照射される。眼球１に照射された前記広帯域光の少なくとも一部は、眼球１による反射、蛍光もしくは散乱等で、眼球１から出射される。眼球１から出射された出射光は、ビームスプリッタ７４を透過する。ビームスプリッタ７４を透過した前記出射光の一部は、ビームスプリッタ７５を透過し、Aユニット２００Ａのレンズ７６によって収束される。レンズ７６を透過した光は、Aユニット２００Ａによって、図２のAユニット１００Ａと同様に処理される。Aユニット２００Ａの撮像手段４２に形成された画像は、例えば、スペクトル解析手段（図示せず）に供され、各視野の分光スペクトルが解析される。
　また、ビームスプリッタ７４を透過した前記出射光の一部は、ビームスプリッタ７５により反射され、さらにビームスプリッタ７３により反射され、Bユニット２００Ｂのレンズ７７によって収束される。レンズ７７を透過した光は、Bユニット２００Ｂによって、図５のBユニット１００Ｂと同様に処理される。Bユニット２００Ｂの撮像手段２０Ｂに形成された画像は、例えば、スペクトル解析手段（図示せず）に供され、各視野の分光スペクトルが解析される。
　また、図１０の眼球分析装置は、例えば、以下のようにしても使用することができる。まず、光源１０Ｂから広帯域光を照射させる。光源１０Ｂから照射された広帯域光は、反射鏡７１により反射され、波長可変フィルター１４によって分光され、さらに波長選択フィルター１５によって特定の波長の光が選択的に透過され、前記選択的に透過された光がビームスプリッタ７４により反射されて眼球１に照射される。反射鏡７１は、前記のとおり、回転により光の反射方向を変化させることが可能であり、これにより、眼球１内をスキャンして分析視野を拡大することができる。眼球１に照射された前記広帯域光の少なくとも一部は、眼球１による反射等で、眼球１から出射される。眼球１から出射された出射光は、ビームスプリッタ７４を透過し、その後、ビームスプリッタ７５を透過し、または反射され、光源１０Ａからの光と同様に、Aユニット２００ＡおよびBユニット１００Ｂで処理される。
　図１０の装置によれば、例えば、２つの光源（光照射手段）１０Ａおよび１０Ｂを、目的に応じて適宜切り替えて、または２つを同時に用いることができる。例えば、２つの光源の一方が可視光を照射する光源で、他方が赤外光を照射する光源でもよい。また、例えば、Aユニット２００ＡおよびBユニット２００Ｂを、目的に応じて適宜切り替えて、または２つを同時に用いることができる。
　また、図１０の装置の構成は、他にも適宜変更が可能である。例えば、図３または６の装置と同様に、偏光板を用いてもよい。
［実施形態９］
　図１１に、本発明の眼球分析装置のさらに別の構成の一例を示す。この装置は、図１０の光源１０Ｂに代えて照射ユニット（レーザーユニット）３００Ｂを有すること以外は、図１０と同じである。レーザーユニット３００Ｂは、コヒーレントアンチストークスラマン分光（CARS）用光照射手段である。レーザーユニット３００Ｂは、光照射手段（光源）１０Ｃおよび１０Ｄと、光路長調整ユニット１０１と、リレーレンズ１０２とにより構成される。光路長調整ユニット１０１は、例えば、光を反射可能なミラー等から構成されており、光源１０Ｄから照射された広帯域光（ストークス光）を反射する。そして、光路長調整ユニット１０１が、図中の矢印に示すとおり、光源１０Ｄからの前記広帯域光の照射方向に沿って前後に移動することで、前記広帯域光の光路長を調整できる。これによって、光路長調整ユニット１０１は、例えば、後述する、広帯域光と超短パルスレーザー（ポンプ光およびプローブ光）の眼球への入射タイミングを合わせる役割を果たす。
　光源１０Ｄは、例えば、スーパーコンティニューム光（SC）を発する光源である。光源１０Ｃは、レーザー光（単色パルス光）を照射する。前記レーザー光は、例えばフェムト秒またはピコ秒レーザーを種光とし、光源１０Ｄから照射されるスーパーコンティニューム光の励起光の役割を果たす。また、前記レーザー光は、例えば、可視光または赤外線の超短パルスレーザーである。
　また、図１１の装置において、光源１０Ａが、白色光源であり、照射ユニット３００Ａが、前記白色光源を含む白色光源ユニットであってもよい。光源１０Ａは、例えば、ハロゲン光源または黒体（波長域による）であってもよい。レンズ７２は、例えば、拡散板、コンデンサーレンズ、コリメータレンズ等であってもよい。
　図１１の眼球分析装置は、例えば、以下のようにして使用することができる。まず、光源１０Ｃおよび１０Ｄから光を照射させる。光源１０Ｄから照射されたスーパーコンティニューム光は、光路長調整ユニット１０１により光路長が調整される。光源１０Ｃから照射されたレーザー光は、リレーレンズ１０２により反射される。これにより、前記スーパーコンティニューム光（広帯域光）および前記レーザー光の光路が重なって混合光となる。前記混合光は、反射鏡７１により反射され、図１０の装置と同様の経路により、眼球１に照射され、眼球１から射出されたアンチストークスラマン散乱光がさらにAユニット２００ＡおよびBユニット２００Ｂに入射する。Bユニット２００Ｂでは、回折格子３２により、眼球１からの出射光が分光される。これら以外は、図１１の眼球分析装置は、図１０の装置と同様にして使用できる。例えば、光源１０Ｃおよび１０Ｄに加え、またはそれに代えて、光源１０Ａから広帯域光を照射させて、図１０の装置と同様に使用することができる。
　図１１の装置によれば、前記のとおり、光源１０Ｄによるスーパーコンティニューム光（SC）と光源１０Ｃによるレーザー光（単色パルス光）との混合光を眼球１に照射し、眼球内で生成されたアンチストークスラマン散乱光を回折格子３２により分光する。一般に、アンチストークスラマン光は通常のラマン散乱光にくらべて非常に強度が高く、かつポンプ光によって発生するルミネッセンス光の影響を受けないので、これによりさらに感度が高い分析をすることができる。
　図１１の装置によれば、例えば、レーザーユニット３００ＢおよびBユニット２００Ｂを用いてCARSを行うことで、例えば、眼内における白内障の空間分布情報を取得し、白内障マッピングができる。これにより、例えば、進行が進んでいない状態においても白内障が検知できる。また、前記CARSを行うことで、例えば、眼底断層の３次元マッピング（眼底写真＋深さ）を行うことができる。このためには、ラマン散乱光としては解像度が高いことが好ましい。また、透過力の高い近赤外線光（波長１０００～１５５０ｎｍ）を用いることが好ましい。ただし、これらの用途は例示であり、図１１の装置の用途は、これらに限定されない。また、この装置の構成も、特に限定されない。例えば、図５の装置（Bユニットを含みAユニットを含まない）の光源１０をレーザーユニット３００Ｂに変えた装置を、図１１の装置と同様の用途に用いることも出来る。なお、本発明において「眼底断層」は、眼底および眼底よりも下層の間の空間の断層を含む。
　なお、図１１の装置において、ストークス光（眼球１に照射される広帯域光のうち、プローブとなる眼球中の分子の励起に関わる光）の波長は、特に限定されないが、例えば、１０００～１５５０ｎｍである。網膜、眼底等を分析する場合は、眼球中の水の吸収帯等を考慮して、分析対象部位まで光を届きやすくする観点から、波長が１４００ｎｍを超えないことが好ましい。また、ポンプ光（光源１０Ｃから出射されるレーザー光）の波長も特に限定されないが、例えば、７００ｎｍ以上である。光源１０Ｃの出力も特に限定されないが、例えば、光源１０Ｃからの光の放出持続時間が１０秒の場合、１５．６ｍＷ以下である。
　図１１の装置に限らず、本発明の眼球分析装置において、眼球に照射される光の波長、出力等は、安全性を考慮して適切に選択することが好ましい。また、光源の出力は、例えば、レーザ安全性の標準化（JISC6802）および眼光学機器における光ハザードからの保護（JIST15004-2）等に定める最大許容露光量（MPE:Maximum　Permissible　Exposure）を超えないようにすることが好ましい。光源が複数の場合であって、それぞれの出射光の波長における最大許容露光量が同じ（同じ規制波長帯）場合は、全光源の出力の和が、最大許容露光量を超えないようにすることが好ましい。また、光源が２つの場合であって、それぞれの出射光の波長における最大許容露光量が異なる（異なる規制波長帯）場合は、第１の光源の露光量と、第２の光源の露光量とが、下記数式（１）の関係を満たすことが好ましい。光源が３つ以上の場合も、同様である。また、例えば、後述する図１２のように、混合光が波長選択フィルターにより分光され、必要な波長の光のみが選択的に眼球に照射される場合は、光源からの出射光に代えて、眼球に照射される光の露光量が、最大許容露光量を超えないようにしてもよい。
 
（Ｅ１／Ｅ１ｍａｘ）＋（Ｅ２／Ｅ２ｍａｘ）≦１　　　　　　（１）
 
Ｅ１：第１の光源の出射光の露光量
Ｅ１ｍａｘ：第１の光源の出射光の波長における最大許容露光量
Ｅ２：第２の光源の出射光の露光量
Ｅ２ｍａｘ：第２の光源の出射光の波長における最大許容露光量
 
　なお、反射鏡７１により反射された混合光は、波長選択フィルター１５により分光され、必要な波長の光のみが、選択的に眼球１に照射される。具体的には、例えば、前記混合光に含まれる光のうち、ストークス光（眼球１に照射される広帯域光のうち、プローブとなる眼球中の分子の励起に関わる光）およびポンプ光（光源１０Ｃから出射されるレーザー光）のみが波長選択フィルター１５を通過（透過）し、選択的に眼球１に照射される。
　図１２のグラフに、波長選択フィルター１５の機能を模式的に示す。同図において、横軸は波長であり、縦軸は透過率である。図示のとおり、ポンプ光の波長λｐと、ストークス光の波長帯λｓの光のみが波長選択フィルター１５を通過し、他の波長の光はカットされる。ただし、図１２は例示であり、本発明をなんら限定しない。例えば、図１２におけるポンプ光の波長λｐおよびストークス光の波長帯λｓは、一例であって、本発明はこれに限定されない。また、例えば、図１２ではストークス光の波長帯が１つであるが、ストークス光の波長帯が複数の場合は、前記複数の波長帯のストークス光が全て波長選択フィルター１５を透過してもよい。ストークス光の波長帯が複数であると、例えば、複数の疾患（例えば、白内障およびアルツハイマー病）に対応する分析が可能であり、それらの早期診断等に対応できる。
　必要な波長以外の光を波長選択フィルター１５で遮断（カット）し、眼球１に入射させないようにすることで、例えば、眼球１に入射する光エネルギー量を抑え、眼球分析の安全性を高めることができる。また、例えば、必要な波長以外の光がなくなることで、眼内で発生する散乱光およびルミネッセンス光が減少することでバックグラウンド光が減少し、ラマン光が検出しやすくなり、ラマン光の波長に対応した分析（例えば、特定タンパク質等の分子の分析）の精度が向上する。
　また、例えば、光源１０Ｄとして、広帯域光に代えてストークス光のみを出射する単色レーザー光源を用い、波長選択フィルター１５を用いなくても、波長選択フィルター１５の使用と同様の効果を得ることができる。しかしながら、広帯域光を用いた方が、温度変化によるレーザー出力波長の温度ドリフトなどの不安定性に強くなる（ロバストになる）ため好ましい。
　ストークス光の波長帯が複数の場合は、例えば、波長選択フィルター１５を複数用い、それぞれを切り替えることで、それぞれの波長選択フィルターに対応したストークス光の波長帯を通過させるようにしてもよい。また、例えば、波長選択フィルター１５を複数用いることに加え、またはそれに代えて、波長選択フィルター１５が波長可変フィルターであってもよい。
　また、例えば、複数の波長帯のストークス光を通過させるために、波長選択フィルター１５が回折格子および波長選択マスクを含んでいてもよい。図１３に、回折格子および波長選択マスクを含む波長選択フィルター１５の一例を示す。図示のとおり、この波長可変フィルター１５は、回折格子１５ａ、レンズ１５ｂ、波長選択マスク１５ｃ、レンズ１５ｄ、および回折格子１５ｅが、光入射側（図の下側）から前記順序で配置されている。図示のとおり、まず、回折格子１５ａにより混合光が分光される。分光された混合光は、レンズ１５ｂを通過し、波長選択マスク１５ｃにより、１つまたは複数（図では２つ）の波長帯の光のみが選択的に通過される。波長選択マスク１５ｃを通過した光は、レンズ１５ｄおよび回折格子１５ｅを通過した後に、眼球１に照射される。なお、波長選択マスク１５ｃは、例えば、波長選択フィルターまたは波長可変フィルターであってもよい。また、図１３の波長選択フィルター１５において、光入射側と光出射側とを逆にして用いることも出来る。
［実施形態１０］
　図１５に、本発明の眼球分析装置のさらに別の一例を示す。この眼球分析装置は、図１～１１の眼球分析装置と同様に、眼球１の分析が可能である。また、図１５の眼球分析装置によれば、後述するように、コヒーレントアンチストークスラマン分光（CARS）および光干渉断層撮影（OCT）による測定が可能であり、OCTの一種としてのSS-OCTによる測定も可能である。また、図１５の眼球分析装置は、後述するように、ＡユニットおよびＢユニットの両方を有する。そして、図１０および１１の装置も、前述のとおり、ＡユニットおよびＢユニットの両方を有する。したがって、図１５の眼球分析装置は、例えば、図１０または１１の装置と同様の方法で使用することも可能である。なお、図１５において、図１０または１１の装置と同一の部材は、同一の符号で示している。
　図１５に示すとおり、この眼球分析装置は、Ａユニット２０００Ａと、Ｂユニット２０００Ｂとを含む。Ａユニット２０００Ａは、光照射手段３０００Ｂと、広帯域光を照射された眼球１から出射（射出）する出射光（射出光）を、眼球１の空間の位置に応じて分離する光分離手段２０と、前記出射光を波長ごとに分光する分光手段（回折格子）３１とを含む。また、Aユニット２０００Ａは、さらに、レンズ４１および撮像手段４２を含む。光分離手段２０は、マイクロレンズアレイ２１、マスク（視野マスク）２２およびレンズ２３により構成されている。マイクロレンズアレイ２１、マスク（視野マスク）２２、レンズ２３、分光手段３１、レンズ４１および撮像手段４２の配置および機能は、図１の眼球分析装置におけるＡユニット１００Ａと同様である。光照射手段３０００Ｂは、光源１０Ｅと、ミラー６０１および６０２と、光ファイバー４０１ｆと、レンズ７０１、７０２および７１１と、ビームスプリッタ１２１とを含む。光源１０Ｅとしては、特に限定されない。光源１０Ｅは、例えば、図１０の光源１０Ｂと同様に、広帯域光を照射する光源でもよく、可視光を照射する光源でもよく、赤外光を照射する光源でもよい。また、光源１０Ｅは、例えば、図１１と同様に、レーザー光（単色パルス光）を照射する光源１０Ｃと、広帯域光（例えば、スーパーコンティニューム光（SC））を発する光源１０Ｄとを含んでいてもよい。なお、光照射手段３０００Ｂは、図１５ではＡユニットの一部として組み込まれているが、これに限定されない。例えば、光照射手段３０００Ｂは、Ａユニットとは別部材として構成され、Ａユニット用の光源として用いられてもよい。また、例えば、光照射手段３０００Ｂは、Ａユニット用の光源に限定されず、後述するようにＢユニット用の光源として用いてもよい。
　Ａユニット２０００Ａは、さらに、ミラー６０３、６０４および６０５と、ダイクロイックミラー５０１および５０２と、波長可変フィルター１４および波長選択フィルター１５とを含む。波長可変フィルター１４および波長選択フィルター１５は、マイクロレンズアレイ２１の光入射側に隣接して、光入射側から波長可変フィルター１４および波長選択フィルター１５の順序で配置されている。波長可変フィルター１４および波長選択フィルター１５は、図１の波長可変フィルター１４および波長選択フィルター１５と同様に、光源からの光を分光する分光手段に該当する。
　Ｂユニット２０００Ｂは、スペクトロメータ１０００、入力ポート（Ｉｎｐｕｔ　ｐｏｒｔ）８０１および９０１、出力ポート（Ｏｕｔｐｕｔ　ｐｏｒｔ）８０２および９０２、サンプルアームＳＡ、リファレンスアームＲＡ、レンズ７０４、７０６および７０７、光パワーメータ７０７ｐ、ファイバーカプラー４０１ｃ、およびスキャニングミラー（ミラー）６１０ｓを含む。
　レンズ７０４および７０６と、スキャニングミラー６１０ｓとにより、測定対象光（例えば、光を照射された眼球１から出射する出射光）が透過または反射させて入力ポート９０１に導入可能である。スキャニングミラー６１０ｓの角度を変更（スキャン）することで、前記測定対象光の経路を調整し、入力ポート９０１に導入することができる。
　入力ポート８０１および９０１、出力ポート８０２および９０２は、それぞれ光ファイバーに接続されている。これらの光ファイバーは、サンプルアームＳＡおよびリファレンスアームＲＡを含んでおり、ファイバーカプラー４０１ｃにより束ねられている。入力ポート８０１は、光照射手段３０００Ｂからの照射光を、前記光ファイバーを介してＢユニット２０００Ｂに導入することができる。入力ポート９０１は、前記測定対象光をサンプルアーム（光ファイバ）ＳＡに導入することができる。出力ポート８０２は、サンプルアームＳＡおよび前記光ファイバーを介して、前記測定対象光をスペクトロメータ１０００に導入可能である。また、出力ポート９０２は、リファレンスアーム（光ファイバ）ＲＡを介して、光源からの光を、眼球１に照射させずにそのまま受信可能である。この受信した光を参照光（リファレンス）とすることができる。出力ポート９０２で受信した前記参照光は、レンズ７０７を透過させて光パワーメータ７０７ｐで測定できる。
　スペクトロメータ１０００は、レンズ２５、波長可変フィルター（分光手段）３２、レンズ４１およびラインカメラ（撮像手段）２０Ｂを含み、これらの部材は、図４の眼球分析装置と同様に光入射側から前記順序で配置されており、その機能も、図４のレンズ２５、波長可変フィルター（分光手段）３２、レンズ４１および撮像手段２０Ｂと同様である。ラインカメラ２０Ｂにより、像面（図１５では図示せず）に、眼球１の少なくとも一部の画像が結像される。
　また、図１５の眼球分析装置は、さらに、光照射手段３０００Ａを含む。光照射手段３０００Ａは、光源１０Ａ、ミラー６０６、ダイクロイックミラー５０３、レンズ７０５、ビームスプリッタ１２、光パワーメータ１０Ａｐ、対物レンズ１３および対物レンズスイッチャ―１３ｓを含む。光源１０Ａは、特に限定されず、例えば、図１～１１の光源１０Ａと同様でもよい。ミラー６０６、ダイクロイックミラー５０３、レンズ７０５、ビームスプリッタ１２により、光源１０Ａからの光を反射、透過または屈折可能である。光パワーメータ１０Ａｐにより、光源１０Ａからの光の強度を測定可能である。また、対物レンズスイッチャ―１３ｓにより、対物レンズ１３を移動可能である。例えば、後述するように、CARS測定の場合は対物レンズ１３を用い、OCT測定の場合は対物レンズ１３を用いなくてもよい。
　図１５の眼球分析装置を用いた眼球分析方法は、特に限定されないが、例えば、図１６、１７、１８または１９に示すようにして行うことができる。
　図１６および１７は、図１５の眼球分析装置を用いたCARS測定による眼球分析方法の一例を示す図である。図１６は、光源１０Ｅにより眼球１に照射される（入射する）入射光の経路を示す。図１７は、前記光を照射された眼球１から出射する出射光の経路を示す。
　図１６および１７のCARS測定は、具体的には、以下のようにして行うことができる。まず、図１６に示すとおり、光源１０Ｅからスーパーコンティニューム光ＳＣ１およびポンプ光（励起光）Ｐ１を照射する。スーパーコンティニューム光ＳＣ１の波長は、特に限定されないが、例えば、波長１１００ｎｍ～１６００ｎｍであってもよい。ＳＣ１の中心波長も特に限定されないが、例えば中心波長１０４０ｎｍ等であってもよい。ＳＣ１の照射間隔も特に限定されないが、例えば、数十ｐｓ等であってもよい。また、ポンプ光Ｐ１は、例えば、単色のレーザ光であり、例えばパルスレーザであってもよい。Ｐ１の波長は、特に限定されないが、例えば１０６４ｎｍ等であってもよい。Ｐ１の照射間隔も特に限定されないが、例えば、数ｐｓ等であってもよい。図示のとおり、ＳＣ１は、ミラー６０１および６０２により前記順序で反射され、レンズ７１１、光ファイバー４０１ｆ、レンズ７０１およびビームスプリッタ１２１を前記順序で透過し、さらにダイクロイックミラー５０１を透過する。一方、Ｐ１は、ミラー６０３により反射された後に、ダイクロイックミラー５０１により反射され、ＳＣ１と合成され、合成光となる。このようにして、ＳＣ１がＰ１により励起される。前記ＳＣ１およびＰ１の合成光は、図示のとおり、ダイクロイックミラー５０２を透過し、ミラー６０５、ミラー６０６およびダイクロイックミラー５０３により前記順序で反射され、その後、ビームスプリッタ１２により反射され、さらに対物レンズ１３を透過して眼球１に照射される。
　つぎに、前記ＳＣ１およびＰ１の合成光を照射された眼光１から、図１７に示すとおり、CARS光（信号光）Ｓ１が照射される。CARS光（信号光）Ｓ１の波長は特に限定されないが、例えば、７００ｎｍ～９８０ｎｍ等であってもよい。Ｓ１は、対物レンズ１３を透過し、ビームスプリッタ１２、ダイクロイックミラー５０３、ミラー６０６、ミラー６０５、ダイクロイックミラー５０２、レンズ７０３、およびミラー６０４を、前記順序で透過し、または反射される。そして、Ｓ１は、さらに、波長可変フィルター１４、波長選択フィルター１５、マイクロレンズアレイ２１、マスク（視野マスク）２２、レンズ２３、分光手段３１、レンズ４１を前記順序で透過し、透過する間に屈折、分光等が行われる。レンズ４１を透過したＳ１は、さらに、撮像手段４２に照射されて撮像され、撮像して得られた画像上の画素によって前記分光された出射光Ｓ１が二次元的に分離される。なお、撮像手段４２は、このように、Ｓ１が二次元的に分離される二次元イメージングシステムであってもよい。しかし、これに限定されず、Ｓ１が三次元的に分離される三次元イメージングシステムであってもよい。
　つぎに、図１８および１９は、図１５の眼球分析装置を用いたOCT測定による眼球分析方法の一例を示す図である。図１８は、光源１０Ｅにより眼球１に照射される（入射する）入射光の経路を示す。図１９は、前記光を照射された眼球１から出射する出射光の経路を示す。
　図１８および１９のOCT測定は、具体的には、以下のようにして行うことができる。まず、図１８のように、光源１０Ｅからスーパーコンティニューム光ＳＣ２を照射する。ＳＣ２の波長は特に限定されないが、例えば、中心波長が可変であってもよい。ＳＣ２の波長帯域も特に限定されないが、例えば、２０ｎｍ～数１００ｎｍであってもよい。図示のとおり、ＳＣ２は、ミラー６０１および６０２により前記順序で反射され、レンズ７１１、光ファイバー４０１ｆおよびレンズ７０１を前記順序で透過し、ビームスプリッタ１２１により反射され、レンズ７０２を透過して入力ポート８０１に導入される。入力ポート８０１に導入されたＳＣ２は、さらに、サンプルアームＳＡおよびリファレンスアームＲＡにより２つに分けられる。サンプルアームＳＡに導入されたＳＣ２は、入力ポート９０１およびレンズ７０６を前記順序で透過し、スキャニングミラー６１０ｓにより反射され、さらに、レンズ７０４、レンズ７０５、およびビームスプリッタ１２を前記順序で透過し、眼球１に照射される。なお、図１８および１９では、対物レンズ１３を用いない。また、リファレンスアームＲＡに導入されたＳＣ２は、レンズ７０７を透過し、光パワーメータ７０７ｐによりその強度が測定され、参照光（リファレンス）として用いられる。
　つぎに、ＳＣ２を照射された眼球１から、図１９に示すとおり、OCT光（信号光）Ｓ２が照射される。Ｓ２の波長は特に限定されないが、例えば、眼球１に入射した光ＳＣ２と同じでもよい。Ｓ２は、ビームスプリッタ１２、レンズ７０４、およびレンズ７０５を前記順序で透過し、スキャニングミラー６１０ｓで反射され、レンズ７０６および入力ポート９０１を透過し、出力ポート８０２を介してスペクトロメータ１０００に導入される。スペクトロメータ１０００に導入されたＳＣ２は、レンズ２５、波長可変フィルター（分光手段）３２およびレンズ４１を前記順序で透過し、ラインカメラ（撮像手段）２０Ｂにより撮像され、撮像して得られた画像上の画素によって前記分光された出射光が二次元的に分離される。ラインカメラ２０Ｂにより、像面（図示せず）に、眼球１の少なくとも一部の画像が結像され、リファレンスアームＲＡに導入された前記参照光（リファレンス）を用いて分析される。なお、ラインカメラ（撮像手段）２０Ｂは、このように、Ｓ２が二次元的に分離される二次元イメージングシステムであってもよい。しかし、これに限定されず、Ｓ２が三次元的に分離される三次元イメージングシステムであってもよい。
［実施形態１１］
　図２０に、本発明の生体組織分析装置のさらに別の一例を示す。実施形態１～１０では、眼球分析装置の例を説明したが、図２０は、眼球以外の生体組織も分析可能な生体組織分析装置である。図２０の装置は、Ａユニットが、マイクロレンズアレイ２１、マスク（視野マスク）２２、レンズ２３、分光手段（回折格子）３１、レンズ４１および撮像手段４２に代えて、レンズ７１０およびスペクトロメータ１００１を含む。スペクトロメータ１００１は、光分離手段および分光手段を含み、前記分光手段が、回折格子を含み、前記光分離手段により、前記出射光が二次元的または三次元的に分離され、前記回折格子により、前記二次元的または三次元的に分離された出射光が分光される。なお、スペクトロメータ１００１に含まれる前記光分離手段および分光手段（回折格子）は、特に限定されないが、例えば、図１５と同様に、マイクロレンズアレイ２１、マスク（視野マスク）２２、レンズ２３、分光手段（回折格子）３１、レンズ４１および撮像手段４２等であってもよい。また、この生体組織分析装置は、ミラー６０４と波長可変フィルター１４との間に、ダイクロイックミラー５０７が配置されている。さらに、この生体組織分析装置は、ダイクロイックミラー５０２とミラー６０５との間に、ミラー６０７およびスキャニングミラー６１１ｓが配置されている。スキャニングミラー６１１ｓは、その角度を変えることで、反射光の光路を変更可能である。さらに、この生体組織分析装置は、対物レンズ１３およびレンズスイッチャ―１３ｓに代えて、対物レンズ１１０１および１１０２と、レンズスイッチャ―１１０１ｓおよび１１０２ｓとを有する。対物レンズ１１０１および１１０２は、互いに対向しており、対物レンズ１１０１および１１０２の間に分析対象の生体組織（図示せず）を配置して分析することができる。前記分析対象の生体組織は、特に限定されず任意であり、例えば、前述した各生体組織が挙げられ、例えば、皮膚または消化管の壁（例えば食道、胃壁等）であってもよいし、循環に関する器官の組織等であってもよい。前記循環に関する器官としては、例えば、肺、心臓、血管等が挙げられる。血管の組織としては、例えば、血管壁、血液等であってもよい。レンズスイッチャ―１１０１ｓおよび１１０２ｓにより、例えば、後述するように、CARS測定の場合は対物レンズ１１０１および１１０２を用い、OCT測定の場合は対物レンズ１１０１および１１０２を用いないことができる。また、この生体組織分析装置は、レンズ７０３が無い。これら以外は、図２０の生体分析装置の構成は、図１５の眼球分析装置と同様である。また、図２０の生体分析装置およびそれを用いた生体組織分析方法は、前記生体組織を生体内から取り出さずにそのまま分析してもよいし、前記生体組織を生体内から取り出して分析してもよい。
　図２０の生体組織分析装置を用いた生体組織分析方法は、特に限定されないが、例えば、図２１、２２、２３、２４または２５に示すようにして行うことができる。
　図２１、２２および２３は、図２０の生体組織分析装置を用いたCARS測定による眼球分析方法の一例を示す図である。図２１は、光源１０Ｅにより生体組織（図示せず）に照射される（入射する）入射光の経路を示す。図２２および２３は、前記光を照射された前記生体組織から出射する出射光の経路を示す。
　図２１、２２および２３のCARS測定は、具体的には、以下のようにして行うことができる。まず、図２１に示すとおり、光源１０Ｅからスーパーコンティニューム光ＳＣ３およびポンプ光（励起光）Ｐ３を照射する。スーパーコンティニューム光ＳＣ３およびポンプ光（励起光）Ｐ３の波長、中心波長および照射間隔等の各種特性は、特に限定されないが、例えば、図１６のスーパーコンティニューム光ＳＣ１およびポンプ光（励起光）Ｐ１と同様でもよい。図示のとおり、ＳＣ３は、ミラー６０１および６０２により前記順序で反射され、レンズ７１１、光ファイバー４０１ｆ、レンズ７０１およびビームスプリッタ１２１を前記順序で透過し、さらにダイクロイックミラー５０１を透過する。一方、Ｐ３は、ミラー６０３により反射された後に、ダイクロイックミラー５０１により反射され、ＳＣ３と合成され、合成光となる。このようにして、ＳＣ３がＰ３により励起される。前記ＳＣ３およびＰ３の合成光は、図示のとおり、ダイクロイックミラー５０２を透過し、ミラー６０７、スキャニングミラー６１１ｓ、ミラー６０５、ミラー６０６およびダイクロイックミラー５０３により前記順序で反射され、その後、ビームスプリッタ１２により反射または透過され、光パワーメータ１０Ａｐにより強度を測定されるとともに、対物レンズ１１０２を透過して分析対象の生体組織（図示せず）に照射される。
　つぎに、前記ＳＣ３およびＰ３の合成光を照射された前記生体組織から、図２２に示すとおり、CARS光（信号光）の後方散乱光Ｓ３が照射される。CARS光（信号光）の後方散乱光Ｓ３の波長は特に限定されないが、例えば、７００ｎｍ～９８０ｎｍ等であってもよい。Ｓ３は、対物レンズ１１０２を透過し、ビームスプリッタ１２、ダイクロイックミラー５０３、ミラー６０６、ミラー６０５、スキャニングミラー６１１ｓ、ミラー６０７、ダイクロイックミラー５０２およびミラー６０４を、前記順序で透過し、または反射される。そして、Ｓ３は、さらに、波長可変フィルター１４および波長選択フィルター１５を前記順序で透過し、レンズ７１０を透過してスペクトロメータ１００１に入射する。スペクトロメータ１００１は、前述のとおり、光分離手段および分光手段を含み、前記分光手段が、回折格子を含み、前記光分離手段により、前記出射光が二次元的または三次元的に分離され、前記回折格子により、前記二次元的または三次元的に分離された出射光が分光される。なお、スペクトロメータ１００１は、このように、Ｓ３が二次元的に分離される二次元イメージングシステムであってもよい。しかし、これに限定されず、Ｓ３が三次元的に分離される三次元イメージングシステムであってもよい。
　一方、前記ＳＣ３およびＰ３の合成光を照射された前記生体組織から、図２３に示すとおり、CARS光（信号光）の前方散乱光Ｓ３Ａが照射される。CARS光（信号光）の前方散乱光Ｓ３Ａの波長は特に限定されないが、例えば、７００ｎｍ～９８０ｎｍ等であってもよい。Ｓ３Ａは、対物レンズ１１０１を透過し、ダイクロイックミラー５０７により反射され、波長可変フィルター１４および波長選択フィルター１５を前記順序で透過し、レンズ７１０を透過してスペクトロメータ１００１に入射する。スペクトロメータ１００１は、前述のとおり、光分離手段および分光手段を含み、前記分光手段が、回折格子を含み、前記光分離手段により、前記出射光が二次元的または三次元的に分離され、前記回折格子により、前記二次元的または三次元的に分離された出射光が分光される。なお、スペクトロメータ１００１は、このように、Ｓ３が二次元的に分離される二次元イメージングシステムであってもよい。しかし、これに限定されず、Ｓ３が三次元的に分離される三次元イメージングシステムであってもよい。
　つぎに、図２４および２５は、図２０の生体組織分析装置を用いたOCT測定による眼球分析方法の一例を示す図である。図２４は、光源１０Ｅにより生体組織に照射される（入射する）入射光の経路を示す。図２５は、前記光を照射された生体組織から出射する出射光の経路を示す。
　図２４および２５のOCT測定は、具体的には、以下のようにして行うことができる。まず、図２４に示すとおり、光源１０Ｅからスーパーコンティニューム光ＳＣ４を照射する。ＳＣ４の波長、中心波長、波長帯域等の特性は、特に限定されないが、例えば、図１８のスーパーコンティニューム光ＳＣ２と同様であってもよい。図示のとおり、ＳＣ４は、図１８のスーパーコンティニューム光ＳＣ２と同様の経路によって、眼球１に代えて図２４の測定対象の生体組織（図示せず）に照射される。このとき、図示のとおり、ＳＣ４は、対物レンズ１１０１および１１０２を透過させない。
　つぎに、ＳＣ４を照射された生体組織から、図２５に示すとおり、OCT光（信号光）の信号光Ｓ４が照射される。Ｓ４の波長は特に限定されないが、例えば、生体組織に入射した光ＳＣ４と同じでもよい。図示のとおり、Ｓ４は、図１９のOCT光（信号光）Ｓ２と同様の経路によりスペクトロメータ１０００に導入される。そして、Ｓ４は、図１９のOCT光（信号光）Ｓ２と同様の方法で分析される。
　本実施形態（図２０～２５）の生体分析装置および生体分析方法によれば、例えば、OCTを用いて生体組織の三次元の空間形状情報を取得することができる。また、例えば、CARSを用いて生体組織の三次元空間形状評価を基に特定の領域の分光情報を取得し、分子情報から性質変化を評価することで、疾患の機序を早期に検査することができる。ただし、本実施形態の生体分析装置および生体分析方法はこれに限定されず、例えば、前述のとおり、生体組織からの出射光が二次元的に分離される二次元イメージングシステムとして用いることもできる。
［実施形態１２］
　図２６に、本発明の生体組織分析装置のさらに別の一例を示す。図示のとおり、この生体分析装置は、光源１０Ａとダイクロイックミラー５０３との間に、偏光板１３１およびビームスプリッタ１２２ｐが配置されている。さらに、この生体組織分析装置は、ビームスプリッタ１２３ｐと、レンズ７０８および７０９と、イメージセンサ（撮像手段）７０８Ｂおよび７０９Ｂとを含む。これら以外は、図２５の生体分析装置の構成は、図２０の生体分析装置と同じである。
　図２６の生体組織分析装置を用いた生体組織分析方法は、特に限定されないが、例えば、図２７および２８に示すようにして行うことができる。
　図２７に示すとおり、光源１０Ａから白色光Ｗ５を照射する。白色光Ｗ５は、偏光板１３１、ビームスプリッタ１２２ｐ、ダイクロイックミラー５０３およびビームスプリッタ１２を前記順序で透過し、偏光板１３１を透過する際に偏光分離される。そして、そのＷ５は、対物レンズ１１０２を介して測定対象の生体組織に照射される。
　さらに、図２８に示すとおり、白色光Ｗ５が照射された生体組織から、信号光Ｓ５が出射される。信号光Ｓ５は、ダイクロイックミラー５０３を透過し、ビームスプリッタ１２２ｐにより反射され、ビームスプリッタ１２３ｐによりＳ偏光およびＰ偏光に分離されてレンズ７０８および７０９をそれぞれ透過する。レンズ７０８および７０９を透過したＳ５は、イメージセンサ（撮像手段）７０８Ｂおよび７０９Ｂにより撮像され、分析される。このようにして、偏光の検出および分析を行うことができる。
　本実施形態（図２６～２８）の生体組織分析装置および生体組織分析方法によれば、例えば、測定対象である生体組織の表面光学特性（偏光情報）を評価し、対象の表面状態が均一か不均一かなどの情報を取得することで、より多角的な診断が可能となる。また、本実施形態の生体組織分析装置を用いた生体組織分析方法は特に限定されず、例えば、図２１～２５と同様の生体組織分析方法を行うことができる。
［実施形態１３］
　図２９に、本発明の生体組織分析装置のさらに別の一例を示す。図示のとおり、この生体分析装置は、Ｂユニットがスペクトロメータを２つ有する。すなわち、この生体分析装置は、Ｂユニットがスペクトロメータ１０００に加えスペクトロメータ１０００Ｂを有する。スペクトロメータ１０００Ｂの構成は、スペクトロメータ１０００と同様である。すなわち、スペクトロメータ１０００Ｂは、レンズ２５、波長可変フィルター（分光手段）３２、レンズ４１およびラインカメラ（撮像手段）２０Ｂと同様のレンズ２５ｂ、波長可変フィルター（分光手段）３２ｂ、レンズ４１ｂおよびラインカメラ（撮像手段）２０Ｂｂを含む。これらの部材は、図２０の生体組織分析装置と同様に光入射側から前記順序で配置されている。また、この生体分析装置は、光ファイバー４０１ｆに加え、もう一つの光ファイバー４０１ｆｂを有する。また、この生体組織分析装置は、ミラー６０２がダイクロイックミラーであり、さらに、ミラー６０２ｂを有する。また、この生体組織分析装置は、さらに、レンズ７１１ｂ、７０１ｂおよび７１２、ダイクロイックミラー５０４および５１１、光フィルター７１２ｆを有する。ダイクロイックミラー５０４、５１１および６０２は、移動可能である。これにより、光ファイバー４０１ｆまたは光ファイバー４０１ｆｂへの光入射を切り替えることが可能であり、さらに、スペクトロメータ１０００またはスペクトロメータ１０００Ｂへの光入射を切り替えることが可能である。したがって、図２９の生体組織分析装置によれば、波長掃引型光干渉断層撮影（SS-OCT）による生体組織の分析方法を行うことができる。それ以外は、図２９の生体組織分析装置は、図２０の生体組織分析装置と同じである。
　図２９の生体組織分析装置を用いた眼球分析方法は、特に限定されないが、例えば、図３０、３１、３２または３３に示すようにして行うことができる。
　図３０および３１は、光ファイバー４０１ｆおよびスペクトロメータ１０００を用いた測定の例である。まず、図３０に示すとおり、光源１０Ｅからスーパーコンティニューム光ＳＣ６を照射する。ＳＣ６の波長、中心波長、波長帯域等の特性は、特に限定されないが、例えば、図１８のスーパーコンティニューム光ＳＣ２と同様であってもよい。図示のとおり、ＳＣ４は、図１８のスーパーコンティニューム光ＳＣ２と同様の経路によって、図３０の測定対象の生体組織（図示せず）に照射される。ただし、図３０では、サンプルアームＳＡがレンズ７０２、光フィルター７１２ｆおよびミラー６１２を有し、ＳＣ６がレンズ７０２、光フィルター７１２ｆおよびミラー６１２を前記順序で透過した後にレンズ７０６を透過する点が異なる。このとき、図示のとおり、ＳＣ４は、対物レンズ１１０１および１１０２を透過させない。
　つぎに、ＳＣ６を照射された生体組織から、図３１に示すとおり、OCT光（信号光）の後方散乱光Ｓ６が照射される。Ｓ６の波長は特に限定されないが、例えば、生体組織に入射した光ＳＣ６と同じでもよい。図示のとおり、Ｓ６は、図１９のOCT光（信号光）Ｓ２と同様の経路によりスペクトロメータ１０００に導入される。ただし、図３１では、レンズ６を透過したＳ６が、サンプルアームＳＡのミラー６１２、光フィルター７１２ｆおよびレンズ７０２を前記順序で透過した後にビームスプリッタ１２２を透過し、さらにダイクロイックミラー５０４により反射されてスペクトロメータ１０００に導入される。そして、Ｓ６は、図１９のOCT光（信号光）Ｓ２と同様の方法で分析される。
　図３２および３３は、光ファイバー４０１ｆｂおよびスペクトロメータ１０００Ｂを用いた測定の例である。まず、図３２に示すとおり、光源１０Ｅからスーパーコンティニューム光ＳＣ７を照射する。ＳＣ７の波長、中心波長、波長帯域等の特性は、特に限定されないが、例えば、図１８のスーパーコンティニューム光ＳＣ２と同様であってもよい。このとき、図示のとおり、ダイクロイックミラー６０２および５０４を光の経路の外に移動させ、ダイクロイックミラー５１１を光の経路の中に移動させておく。これにより、ＳＣ７は、図示のとおり、ダイクロイックミラー６０２により反射されず、ミラー６０２ｂにより反射されるため、光ファイバー４０１ｆを通過せず、レンズ７１１ｂ、光ファイバー４０１ｆｂおよびレンズ７０２ｂを前記順序で透過し、ダイクロイックミラー５１１により反射されてビームスプリッタ１２２に入射する。その後は、ＳＣ７は、図３０のスーパーコンティニューム光ＳＣ６と同様の経路で、図３２の測定対象の生体組織（図示せず）に照射される。
　つぎに、ＳＣ７を照射された生体組織から、図３３に示すとおり、OCT光（信号光）の後方散乱光Ｓ７が照射される。Ｓ７の波長は特に限定されないが、例えば、生体組織に入射した光ＳＣ７と同じでもよい。図示のとおり、Ｓ７は、スペクトロメータ１０００に導入されず、図３１とは異なる経路でスペクトロメータ１０００Ｂに導入される。そして、Ｓ７は、図１９のOCT光（信号光）Ｓ２と同様の方法で分析される。
　本実施形態（図２９～３３）の生体組織分析装置および生体組織分析方法によれば、例えば、OCTの波長を可変（図２９～３３の構成では二波長）にすることで、測定対象である生体組織の線形光学特性（吸収・散乱）の波長に対する違いを画像比較できる。これにより、前記生体組織の状態変化（出血（吸収に波長依存性あり）、癌化）を画像評価し、診断へ応用することができる。ただし、本実施形態は、図２９～３３に限定されず、任意の変形が可能である。例えば、スペクトロメータを３つ以上用い、三波長以上でOCTの波長を可変としてもよい。
［実施形態１４］
　図３４に、本発明の生体組織分析装置のさらに別の一例を示す。図示のとおり、この生体分析装置は、自発ラマン散乱測定用の光源１０Ｒと、ダイクロイックミラー５１１とを有する。また、波長可変フィルター１４および波長選択フィルター１５に代えて、波長の可変域および選択域が異なる波長可変フィルター１４ｂおよび波長選択フィルター１５ｂを有する。これ以外は、図３４の生体組織分析装置は、図２０の生体組織分析装置と同じである。
　図３４の生体組織分析装置を用いた眼球分析方法は、特に限定されないが、例えば、図３５～３７に示すようにして行うことができる。
　まず、図３５に示すとおり、光源１０Ｒからスーパーコンティニューム光ＳＣ８を照射する。ＳＣ８の波長、中心波長、波長帯域等の特性は、特に限定されないが、例えば、図１８のスーパーコンティニューム光ＳＣ２と同様であってもよい。ＳＣ８は、ダイクロイックミラー５１１で反射され、さらにスキャニングミラー６１１ｓで反射される。その後は、ＳＣ８は、図２１のスーパーコンティニューム光ＳＣ３と同様の経路により、対物レンズ１１０２を透過して図３５の測定対象の生体組織（図示せず）に照射される。
　つぎに、ＳＣ８を照射された生体組織から、図３６に示すとおり、OCT光（信号光）の後方散乱光Ｓ８が照射される。Ｓ８の波長は特に限定されないが、例えば、７００ｎｍ～９８０ｎｍ等であってもよい。図示のとおり、Ｓ８は、図２２の信号光（後方散乱光）Ｓ３と同様の経路により、スぺクトロメータ１００１に導入される。
　一方、ＳＣ８を照射された生体組織から、図３７に示すとおり、CARS光（信号光）の前方散乱光Ｓ８Ａが照射される。CARS光（信号光）の前方散乱光Ｓ８Ａの波長は特に限定されないが、例えば、７００ｎｍ～９８０ｎｍ等であってもよい。Ｓ８Ａは、図示のとおり、図２３の前方散乱光Ｓ３Ａと同様の経路により、スぺクトロメータ１００１に導入される。
　また、本実施形態の生体組織分析装置は、例えば、波長可変フィルター１４ｂおよび波長選択フィルター１５ｂを交換することで、図２０の生体組織分析装置と同様の方法で生体組織分析方法を行うことも可能である。
　本実施形態（図３５～３７）の生体組織分析装置および生体組織分析方法によれば、例えば、自発ラマン散乱の光学系を導入し、CARS光学系の評価と比較・検討し診断応用することができる。これにより、例えば、ラマン散乱の診断応用に向けた結果と表面から数１００μｍ体内からのCARS信号の評価結果を比較することで、多角的な診断が可能になる。
［実施形態１５］
　図３８に、本発明の生体組織分析装置のさらに別の一例を示す。図示のとおり、この生体分析装置は、光源１０Ｅとミラー６０３との間に空間光学変調器（Ｓｐａｔｉａｌ　Ｌｉｇｈｔ　Ｍｏｄｕｌａｔｏｒ、ＳＬＭ）１２０１が配置されていること以外は図２０の生体分析装置と同じである。空間光学変調器１２０１は、光照射手段（光源）から照射された光の強度および偏光状態の少なくとも一方を制御可能な空間制御機構に該当する。これにより、光の強度および偏光状態の少なくとも一方が制御された光を、測定対象の生体組織に照射可能である。
　図３８の生体組織分析装置を用いた眼球分析方法は、特に限定されないが、例えば、図３９、４０または４１に示すようにして行うことができる。なお、図３９、４０および４１は、CARS測定の例である。
　図３９、４０および４１のCARS測定は、具体的には、以下のようにして行うことができる。まず、図３９に示すとおり、光源１０Ｅからスーパーコンティニューム光ＳＣ９およびポンプ光（励起光）Ｐ９を照射する。スーパーコンティニューム光ＳＣ９およびポンプ光（励起光）Ｐ９の波長、中心波長および照射間隔等の各種特性は、特に限定されないが、例えば、図１６のスーパーコンティニューム光ＳＣ１およびポンプ光（励起光）Ｐ１と同様でもよい。その後は、ポンプ光Ｐ９が空間光学変調器１２０１を透過した後にミラー６０３で反射されること伊賀は、ＳＣ９およびＰ９は、図２１のＳＣ３およびＰ３と同様の経路で対物レンズ１１０２を透過して分析対象の生体組織（図示せず）に照射される。
　つぎに、前記ＳＣ９およびＰ９の合成光を照射された前記生体組織から、図４０に示すとおり、CARS光（信号光）の後方散乱光Ｓ９が照射される。CARS光（信号光）の後方散乱光Ｓ９の波長は特に限定されないが、例えば、７００ｎｍ～９８０ｎｍ等であってもよい。図示のとおり、Ｓ９は、図２２の後方散乱光Ｓ３と同様の経路でスペクトロメータ１００１に導入される。
　一方、前記ＳＣ９およびＰ９の合成光を照射された前記生体組織から、図４１に示すとおり、CARS光（信号光）の前方散乱光Ｓ９Ａが照射される。CARS光（信号光）の前方散乱光Ｓ９Ａの波長は特に限定されないが、例えば、７００ｎｍ～９８０ｎｍ等であってもよい。図示のとおり、Ｓ９Ａは、図２３の前方散乱光Ｓ３Ａと同様の経路でスペクトロメータ１００１に導入される。
　本実施形態（図３９～４１）の生体組織分析装置および生体組織分析方法によれば、例えば、空間制御機構（SLMなど）を導入し、偏光・強度を制御することで、測定対象を露光する条件（強度・位相整合条件）を制御できる。これにより、さらに効率よく信号を取り出すことが可能である。ただし、本実施形態の生体組織分析装置の使用方法はこれに限定されず、例えば、図２０の生体分析装置と同様の方法で用いることもできる。
［実施形態１６］
　図４２に、本発明の生体組織分析装置のさらに別の一例を示す。図示のとおり、この生体分析装置は、波長可変フィルター１４および波長選択フィルター１５に代えて、波長の可変域および選択域が異なる波長可変フィルター１４ｃおよび波長選択フィルター１５ｃを有する。これ以外は、図４２の生体組織分析装置は、図２０の生体組織分析装置と同じである。波長可変フィルター１４ｃおよび波長選択フィルター１５ｃは、分光された出射光を選択された波長に固定する「光フィルター」に該当する。これにより、前記固定された波長に対応する非線形光学効果を測定可能である。前記非線形光学効果は、例えば、前述のとおり、第二高調波発生（SHG）、第三高調波発生（THG）、および二光子吸収蛍光（TPF）からなる群から選択される少なくとも一つであってもよい。
　図４２の生体組織分析装置を用いた生体組織分析方法は、特に限定されないが、例えば、図２０の生体分析と同様にして行うことができる。例えば、図４３～４５に示すようにしてCARS測定を行ってもよい。すなわち、まず、図４３に示すとおり、光源１０Ｅからスーパーコンティニューム光ＳＣ１０およびポンプ光（励起光）Ｐ１０を照射する。スーパーコンティニューム光ＳＣ１０およびポンプ光（励起光）Ｐ１０の波長、中心波長および照射間隔等の各種特性は、特に限定されないが、例えば、図１６のスーパーコンティニューム光ＳＣ１およびポンプ光（励起光）Ｐ１と同様でもよい。ＳＣ１０およびＰ１０は、図示のとおり、図２１のＳＣ３およびＰ３と同様の経路により進行し、光パワーメータ１０Ａｐにより強度を測定されるとともに、対物レンズ１１０２を透過して分析対象の生体組織（図示せず）に照射される。
　つぎに、前記ＳＣ１０およびＰ１０の合成光を照射された前記生体組織から、図４４に示すとおり、CARS光（信号光）の後方散乱光Ｓ１０が照射される。CARS光（信号光）の後方散乱光Ｓ１０の波長は特に限定されないが、例えば、７００ｎｍ～９８０ｎｍ等であってもよい。Ｓ１０は、図２２の後方散乱光Ｓ３と同様の経路によりスペクトロメータ１００１に入射し、同様にして分析される。
　一方、前記ＳＣ１０およびＰ１０の合成光を照射された前記生体組織から、図４５に示すとおり、CARS光（信号光）の前方散乱光Ｓ１０Ａが照射される。CARS光（信号光）の前方散乱光Ｓ１０Ａの波長は特に限定されないが、例えば、７００ｎｍ～９８０ｎｍ等であってもよい。Ｓ１０Ａは、図２２の前方散乱光Ｓ３Ａと同様の経路によりスペクトロメータ１００１に入射し、同様にして分析される。
　本実施形態（図４２～４５）の生体組織分析装置および生体組織分析方法によれば、例えば、図示のとおり、検出器（図ではスペクトロメータ１００１）直前の光フィルターの波長を、検出したい非線形光学効果（第二高調波発生（SHG）、第三高調波発生（THG）、および二光子吸収蛍光（TPF））に合わせて変えることができる。これにより、前記非線形光学効果を追加評価することで、例えば、コラーゲン（第二高調波発生）の分布や薬の導入・代謝などの評価を可能にし、診断へ応用することが可能である。
［本発明の用途］
　本発明の眼球分析装置および眼球分析方法は、例えば、以下の用途に用いることができる。ただし、これらは例示であって、本発明をなんら限定しない。
　眼科の臨床現場では、網膜を詳細に分析したいというニーズが大きい。網膜の分析には、従来の医療現場では、OCT（マイクロワットレベルの光出力）による分析が用いられてきた。しかし、この分析方法では、分子構造の分析は不可能であった。一方、ラマン散乱、CARS（ミリワットレベルの光出力）による分析方法も用いられてきた。これらの分析方法は、分子構造が分析可能であるが、光出力が弱いために、眼球の組織の奥まで分析することは困難であった。しかし、光出力が高すぎると、眼球に障害を引き起こすおそれがある。このため、臨床現場では、光出力が低くても組織の表面から奥までを簡単な構成の装置で分析可能な波長掃引型光干渉断層撮影（SS-OCT）が必要とされていた。本発明によれば、前述のとおり、簡単な構成の装置で、簡単に生体組織の奥まで分析可能であるため、このようなニーズを満たすことができる。例えば、本発明によれば、複数の装置を用いなくても、例えば実施形態１～１０（図１～１２）に示したように、一つの装置でSS-OCTが可能である。具体的には、本発明によれば、例えば、複数の波長の光の混合光（例えば、白色光、白色レーザー光、ＳＣ光等の広帯域光、または複数の単色光の混合光）を用い、複数のフィルターを用いて波長可変で測定することができる。そして、例えば前述のとおり、生体組織の表面を分析する場合は短い波長で、生体組織の奥（内部）を分析する場合は長い波長で、と使い分けることにより、生体組織に照射する光の強度が弱くても、生体組織の組織の奥まで分析可能である。前記混合光からフィルターを用いて単色光を選択的に取り出す例として、例えば、300mWattの白色レーザー光から300microWattのレーザー光を取り出すには，フィルターで1/1000のレーザー光を取り出すのみでよいので、容易である。
　従来広く用いられていた波長掃引型光干渉断層撮影(SS-OCT)では、一つの装置（機器）では波長可変ができなかった。このため、複数の装置（機器）を用い、複数の波長の光を時間的に分けて入射するので、測定（分析）時間が長くなり、患者への負担も大きかった。これに対し、本発明においては、例えば、一つの装置（機器）のみを用いて波長可変で波長掃引型光干渉断層撮影(SS-OCT)が可能である。具体的には、例えば、網膜の病気である黄斑前膜、黄斑円孔等では網膜の表面を、黄斑変性症では網膜の奥の方を、それぞれ一つの装置（機器）で分析することができる。これによれば、従来のSS-OCTと比較して分析時間を大幅に短縮可能であり、患者への負担を軽減できる。
　本発明によれば、例えば、眼球内において、前記眼球への光の入射方向に対し垂直な面を、前記眼球の空間の位置に応じて分析することができる。分析対象とする前記面は、特に限定されないが、例えば、前述のとおり、眼底であってもよいし、網膜、角膜、または水晶体の少なくとも一部であってもよい。
　また、本発明によれば、前記眼球からの出射光を波長ごとに分光することにより、例えば、前記面方向の分析において、さらに波長を変化させた分析（三次元分光分析）を行うことができる。図１４に、本発明における三次元分光分析の概念を模式的に示す。図１４は、前記平面方向（Ｘ方向およびＹ方向とする）に加え、さらに、波長の変化（Ｚ方向とする）に応じた分析を行うことを示している。異なる波長帯で三次元分光分析を行うことによって、例えば、眼底断層写真の撮像により、赤外線波長の違いによる深度の違いの分析を行うことができる。また、例えば、可視光または赤外線の特定の波長の吸収を利用して、白内障検査に用いることができる。また、例えば、眼内血管、視神経等の撮像により、可視光の特定の波長での分光分析を行うことができる。
　また、本発明によれば、例えば、前記眼球への光の入射方向に対し垂直な面方向に加え、前記光の入射方向に平行な方向（前記眼球の奥行き方向）も含めて三次元的に分析することも可能である。また、これに加え、さらに波長を変化させた分析（四次元分光分析）を行うことができる。また、例えば、前記波長を変化させた四次元分光分析に加え、さらに、測定時刻を変化させた（測定方向に時間を加えた）五次元分光分析も可能である。
　また、本発明によれば、例えば、前記眼球内の空間の特定位置において、前記特定位置からの出射光の波長と、前記出射光の偏光方位角（Δθ）との関係を二次元的にプロットすることで、前記特定位置における眼球の状態を分析できる。前記眼球の状態としては、例えば、疾患の進行度合い等が挙げられる。より具体的には、例えば、前記特定位置における波長と偏光方位角（Δθ）との関係から、前記特定位置におけるＬ－アルギン酸とＤ－アルギン酸との割合を算出し、これにより、前記特定位置における白内障の進行度合いを判断できる。また、同様にして前記眼球内の様々な位置の波長と偏光方位角（Δθ）との関係をプロットすることで、前記様々な位置の疾患の進行度合いを判断できる。
　また、本発明の用途は、前記の説明に限定されず、眼球分析における任意の用途に広く使用可能である。例えば、本発明は、タンパク質（クリスタリンなど）の変性、眼球に分泌される物質などの分析に用いることができる。具体的には、例えば、眼球中のアミロイドタンパク質の分析により、アルツハイマー病の早期発見等に用いることができる。また、例えば、水晶体構成タンパク質（クリスタリン）中のトリプトファンが、酸化されたキヌレニンもしくは３-ヒドロキシキヌレニンを分析することで、または、タンパク質中のリジン残基と体内の糖が結合してできたAGE（advanced　glycated　end　products)を分析することで、前述した白内障の早期発見も可能である。また、例えば、本発明は、透過力が高い長波長の光を用いることにより、眼底の深部、または、眼底および眼底よりも下層の間の空間まで分析可能であり、これにより、視神経の状態、毛細血管の状態、網膜の状態などを分析することができる。また、本発明によれば、例えば、非侵襲的に、かつ簡便に眼球の分析を行うことができる。
　本発明によれば、例えば、眼球の状態の微細な変化も検出可能で、疾患の早期発見等が可能である。より具体的には、例えば、眼球中のクリスタリンタンパク質の変性、眼球中の微量物質、網膜の微細な変化等を検出することで、疾患の早期発見等が実現できる。
　さらに、本発明は、眼球に限定されず、他の任意の生体組織の分析にも利用可能である。具体的には、例えば、OCT血管内イメージングに本発明を応用して、血管表面の状態を分析することができる。また、例えば、例えば、皮膚の分析に本発明を用いて、腫瘍などの局在の状態（例えば、前記腫瘍が皮膚表面からどれくらいの深さにあるのか等）を分析することもできる。
　以上、実施形態１～１６により、本発明の眼球分析装置および眼球分析方法の例について説明し、さらに、本発明の用途の例について説明した。ただし、本発明は、これらに限定されず、任意の変更が可能である。例えば、本発明は、AユニットおよびBユニットの一方または両方を含む眼球装置のみには限定されない。また、例えば、分光法としては、CARS等のラマン分光法を中心に説明したが、本発明に用いることのできる分光法はこれに限定されず、例えば、フーリエ分光、時間領域分光等の、一般的に用いられる任意の分光法を使用可能である。
　以上、説明したとおり、本発明によれば、簡単な構成の装置で、簡単に生体組織の奥まで分析可能な生体組織分析装置および生体組織分析方法を提供することができる。これにより、本発明は、眼球等の生体組織の状態に関連した各種疾患の早期発見等に多大な貢献が可能である。
１０　光照射手段
１０Ａ、１０Ｂ、１０Ｃ、１０Ｄ　光源
１１、１１ａ、１１ｂ、１３、２３、２５、４１、７２、７６、７７　レンズ
１２、７３、７４、７５　ビームスプリッタ
１４　波長可変フィルター（分光手段）
１５　波長選択フィルター（分光手段）
１５ａ、１５ｅ　回折格子
１５ｂ、１５ｄ　レンズ
１５ｃ　波長選択マスク
１９　干渉系が配置される領域
２０　光分離手段
２０Ｂ　撮像手段（光分離手段）
２１　マイクロレンズアレイ
２２　マスク（視野マスク）
２４　像面
２６　１／２波長板
２７　偏光板
６１　偏光板または円偏光板（円偏光手段）
４２　撮像手段
３０　分光手段
３１　回折格子（分光手段）
３２　波長可変フィルター（分光手段）
３３　狭帯域フィルター
７１　反射鏡
１００Ａ、２００Ａ　Aユニット
１００Ｂ、２００Ｂ　Bユニット
３００Ａ　照射ユニット（白色光源ユニット）
３００Ｂ　照射ユニット（レーザーユニット）

Claims (25)

  1. 光照射手段、光分離手段、分光手段を含み、
    前記光照射手段により、光が生体組織に照射され、
    前記光分離手段により、前記光を照射された前記生体組織から出射する出射光が、前記生体組織の空間の位置に応じて分離され、
    前記分光手段により、前記光が分光されて前記生体組織に照射されるか、または、
    前記分光手段により、前記光を照射された前記生体組織から出射する出射光が、分光され、
    コヒーレントアンチストークスラマン分光（CARS）、自発ラマン散乱および光干渉断層撮影（OCT）の少なくとも一つにより、前記生体組織の組織内部構造が分析される、
    生体組織分析装置。
  2. さらに、撮像手段を含み、
    前記撮像手段により、前記分光された出射光が撮像され、撮像して得られた画像上の画素によって前記分光された出射光が二次元的または三次元的に分離される請求項１記載の生体組織分析装置。
  3. さらに、波長可変フィルターを含み、
    前記波長可変フィルターにより、前記光照射手段から照射された光が、選択された波長に固定されるか、または、前記波長可変フィルターにより、前記出射光が分光され、
    波長掃引型光干渉断層撮影（SS-OCT）により、前記生体組織の組織内部構造が分析される、
    請求項１または２記載の生体組織分析装置。
  4. さらに、干渉系または共焦点光学系を含み、
    前記光照射手段から照射された光の、選択された波長に応じて、前記干渉系または前記共焦点光学系の位置が調整される
    請求項１から３のいずれか一項に記載の生体組織分析装置。
  5. 下記のAユニット及びBユニットの少なくとも一方のユニットを含む請求項１から４のいずれか一項に記載の生体組織分析装置。
     
    （Aユニット）
    前記光分離手段および前記分光手段を含み、
    前記分光手段が、回折格子を含み、
    前記光分離手段により、前記出射光が二次元的に分離され、
    前記回折格子により、前記二次元的に分離された出射光が分光される、
    ユニット。
    （Bユニット）
    前記光分離手段および前記分光手段を含み、
    前記光分離手段が、撮像手段を含み、
    前記分光手段が、前記波長可変フィルターを含み、
    前記波長可変フィルターにより、前記出射光が分光され、
    前記撮像手段により、前記分光された出射光が撮像され、撮像して得られた画像上の画素によって前記分光された出射光が二次元的に分離される、
    ユニット。
  6. 前記Aユニットが、コヒーレントアンチストークスラマン分光（CARS）および自発ラマン散乱の少なくとも一方の測定用ユニットであり、
    前記Bユニットが、光干渉断層撮影（OCT）用ユニットである、
    請求項５記載の生体組織分析装置。
  7. 前記Aユニットにおいて、前記光分離手段が、マイクロレンズアレイまたはダイクロイックミラーを含む請求項５または６記載の生体組織分析装置。
  8. 前記Aユニットを含む生体組織分析装置において、さらに、コヒーレントアンチストークスラマン分光（CARS）用光照射手段を含み、
    前記CARS用光照射手段により、広帯域光及びレーザー光の混合光が生体組織に照射され、
    前記回折格子により、前記混合光が照射された生体組織からの出射光に含まれるラマン散乱光が分光される
    請求項５から７のいずれか一項に記載の生体組織分析装置。
  9. 前記CARS用光照射手段が、波長選択フィルターを含み、
    前記波長選択フィルターにより、前記混合光が分光され、必要な波長の光のみが選択的に生体組織に照射される
    請求項８記載の生体組織分析装置。
  10. 前記波長選択フィルターが、回折格子および波長選択マスクを含み、
    前記回折格子により、前記混合光が分光され、必要な波長の光のみが前記波長選択マスクを通過し、生体組織に照射される
    請求項９記載の生体組織分析装置。
  11. 前記Aユニット及び前記Bユニットにおいて、前記分光手段が、さらに、狭帯域フィルターを含み、
    前記分光された出射光が前記狭帯域フィルターを通過する、
    請求項５から１０のいずれか一項に記載の生体組織分析装置。
  12. 前記Aユニットにおいて、
    前記光分離手段により、前記出射光が三次元的に分離され、
    前記回折格子により、前記三次元的に分離された出射光が分光される、
    請求項５から１１のいずれか一項に記載の生体組織分析装置。
  13. 前記Bユニットにおいて、
    前記撮像手段により、前記分光された出射光が撮像され、撮像して得られた画像上の画素によって前記分光された出射光が三次元的に分離される、
    請求項５から１２のいずれか一項に記載の生体組織分析装置。
  14. 前記Aユニットを含む生体組織分析装置において、さらに、自発ラマン散乱用光照射手段を含む請求項５から１３のいずれか一項に記載の生体組織分析装置。
  15. 前記Aユニットおよび前記Bユニットを含み、
    前記Aユニットおよび前記Bユニットが、前記光照射手段を共有する請求項５から１４のいずれか一項に記載の生体組織分析装置。
  16. さらに、円偏光手段を含み、
    前記円偏光手段により、前記生体組織に入射する光が、円偏光される、
    請求項１から１５のいずれか一項に記載の生体組織分析装置。
  17. さらに、円偏光分析手段を含み、
    前記円偏光分析手段により、前記生体組織の少なくとも一部における、左右の円偏光に対する吸光度の違いが検出される、請求項１６記載の生体組織分析装置。
  18. さらに、直線偏光手段を含み、
    前記直線偏光手段により、前記光を照射された前記生体組織から出射する出射光が、直線偏光される、
    請求項１から１７のいずれか一項に記載の生体組織分析装置。
  19. さらに、直線偏光分析手段を含み、
    前記直線偏光分析手段により前記直線偏光が分析されることで、前記生体組織の少なくとも一部における、左右の円偏光に対する屈折率の違いが検出される、
    請求項１８記載の生体組織分析装置。
  20. さらに、前記光照射手段から照射された光の強度および偏光状態の少なくとも一方を空間制御することが可能な空間制御機構を含み、
    前記空間制御機構により、前記光照射手段から照射された光の強度および偏光状態の少なくとも一方が制御され、前記生体組織に照射される請求項１から１９のいずれか一項に記載の生体組織分析装置。
  21. さらに、光フィルターを含み、
    前記光フィルターにより、前記分光された出射光が、選択された波長に固定され、前記固定された波長に対応する非線形光学効果が測定される、
    請求項１から２０のいずれか一項に記載の生体組織分析装置。
  22. 前記非線形光学効果が、第二高調波発生（SHG）、第三高調波発生（THG）、および二光子吸収蛍光（TPF）からなる群から選択される少なくとも一つである請求項２１記載の生体組織分析装置。
  23. 前記生体組織が、眼球である請求項１から２２のいずれか一項に記載の生体組織分析装置。
  24. 生体組織に光を照射する照射工程と、
    前記照射された生体組織から出射する出射光を、前記生体組織の空間の位置に応じて分離する光分離工程と、
    前記生体組織に照射する前記光を、分光するか、または、前記照射された生体組織から出射する出射光を、分光する分光工程と、を含み、
    コヒーレントアンチストークスラマン分光（CARS）、自発ラマン散乱および光干渉断層撮影（OCT）の少なくとも一つにより、前記生体組織の組織内部構造を分析する、
    生体組織分析方法。
  25. 前記生体組織が、眼球である請求項２４記載の生体組織分析方法。
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