OCT ถือได้ว่าเป็นเทคโนโลยีที่ถูกพัฒนาอย่างต่อเนื่องและรวดเร็ว ซึ่งในปัจจุบัน OCT ได้ถูกนำไปประยุกต์ใช้ในงานวินิจฉัยทางการแพทย์ด้านต่างๆ อย่างกว้างขวางเช่น การถ่ายภาพจอประสาทตา การถ่ายภาพไขมันส่วนเกินในหลอดเลือด การตรวจหาความผิดปกติในทางเดินอาหาร ทางเดินหายใจ และทางเดินปัสสาวะ การตรวจมะเร็งในระบบขับถ่าย การตรวจความผิดปกติในช่องปากและฟัน รวมถึงการถ่ายภาพผิวหนังเพื่อตรวจจับการก่อตัวของมะเร็งผิวหนัง และการใช้ประโยชน์ในด้านศัลยกรรมและความงาม เป็นต้น ซึ่งในบรรดาการใช้งานทั้งหมด การถ่ายภาพจอประสาทตาด้วย OCT ถือได้ว่ามีความก้าวหน้าสูงสุด และเป็นที่ยอมรับในวงการจักษุแพทย์ ซึ่งในปัจจุบัน ได้มีการใช้งาน OCT อย่างกว้างขวางในระดับคลินิกในหลายๆ ประเทศที่พัฒนาแล้วอย่าง อเมริกา ญี่ปุ่น และ ประเทศในแถบยุโรป เป็นต้น
OCT ถ่ายภาพตัดขวางของวัตถุตัวอย่างโดยอาศัยหลักการของLCI หรือ Low-Coherence Interferomery1,2 หลักการทำงานของ OCT สามารถอธิบายโดยสังเขปได้ดังนี้ แสงจาก broadband laser ที่ความยาวคลื่นในย่าน อินฟราเรดช่วงสั้น (Near Infrared หรือ NIR) จะถูกลำเลียงเข้าสู่ระบบการแทรกสอดของแสง ซึ่งโดยทั่วไปจะเป็นระบบแทรกสอดแบบไมเคลสัน (Michelson interferometer) แสงเลเซอร์ชนิด low coherence หรือ broadband laser ถือได้ว่าเป็นหัวใจสำคัญของระบบ OCT โดยเป็นตัวกำหนดความละเอียดของการถ่ายภาพในแนวลึก (depth resolution) ของระบบ OCT ซึ่งเป็นไปตามความสัมพันธ์ 3
(1)
ซึ่งตีความได้ว่า ความละเอียดเชิงลึก หรือ depth resolution แปรผันตรงกับกำลังสองของ central wavelength ของแหล่งกำเนิดแสง และแปรผกผันกับ full width at half-maximum (FWHM) ของ และ power spectrum bandwidth ของแหล่งกำเนิดแสง นั่นคือ ยิ่งแหล่งกำเนิดแสงมีความช่วงกว้างของสเปคตรัมมากขึ้น ก็จะยิ่งให้ความละเอียดของการถ่ายภาพในแนวลึกสูงขึ้น ซึ่งสัมพันธ์กับความสามารถในการแยกแยะความหนาของชั้นตัวอย่าง
ในระบบแทรกสอดแสงไมเคลสัน (รูปที่ 2) แสงจากแหล่งกำเนิดจะถูกแบ่งออกเป็นสองส่วน ส่วนแรกเป็นแสงอ้างอิง (reference beam) ซึ่งจะถูกสะท้อนกลับด้วยกระจก (reference mirror) และลำเลียงต่อไปยังอุปกรณ์ตรวจวัดความเข้มแสง (photodetector) ที่เอาท์พุตของระบบแทรกสอด แสงส่วนที่สองจะถูกโฟกัสด้วยเลนส์ไปยังตัวอย่างที่ต้องการถ่ายภาพ ซึ่งเลนส์ตัวเดียวกันนี้ก็จะทำหน้าที่ในการรับสัญญาณที่สะท้อนกลับมาจากตัวอย่าง (backscattering light) ซึ่งเกิดจากความไม่สม่ำเสมอของค่าดัชนีหักเหของแสงที่ตำแหน่งต่างๆ ในชิ้นตัวอย่าง (refractive index variation) ทั้งนี้ความละเอียดเชิงพื้นที่ (spatial resolution) ของระบบในแนวขนาน (lateral resolution) จึงถูกกำหนดด้วย diffraction limit resolution ของเลนส์ที่ใช้ ซึ่งสามารถคำนวณได้จาก Rayleigh resolution criterion ได้ดังนี้4
(2)
โดย f แทนความยาวโฟกัสของเลนส์ และ D คือ ขนาดของ Entrance Pupil ซึ่งถูกกำหนดโดยขนาดของลำแสงที่มาตกกระทบเลนส์ จากความสัมพันธ์ในสมการที่ (1) และ (2) จะสังเกตได้ว่าคุณสมบัติที่สำคัญประการหนึ่งของ OCT คือ ความละเอียดของการถ่ายภาพในแนวลึก (Axial resolution) และในแนวขวาง (Axial resolution) เป็นอิสระต่อกัน นั่นหมายความว่าความละเอียดในทั้งสองแกนสามารถเลือกใช้แยกกันได้ตามความเหมาะสมของการใช้งานโดยไม่ส่งผลกระทบซึ่งกันและกัน
รูปที่ 2. ระบบ TD-OCT อย่างง่าย
แสงสะท้อนจากตัวอย่างจะถูกลำเลียงไปยังทางออกของระบบแทรกสอดและถูกแทรกสอดกับแสงอ้างอิง โดยการเลื่อนตำแหน่งของกระจกใน reference arm เป็นระยะทางตามความลึกที่ต้องการ ภาพตัดขวางของวัตถุตัวอย่างจะถูกสร้างขึ้นจากแอมปลิจูดที่แตกต่างกันของการสะท้อนที่ความลึกต่างๆ จากผิวของตัวอย่าง3 ระบบ OCT ที่มีการสแกนของกระจกอ้างอิงแบบนี้ เรียกว่า Time Domain OCT หรือ TD-OCT5 ซึ่งความเร็วในการถ่ายภาพถูกจำกัดความความเร็วของการเคลื่อนที่ของกระจกอ้างอิง
เพื่อเอาชนะข้อจำกัดในด้านความเร็วของการถ่ายภาพใน TD-OCT ในปี 1995 Fercher et. al. ได้นำเอาหลักของการแทรกสอดในโดเมนความถี่ (spectral interference)4 มาประยุกต์ใช้กับ OCT เรียกว่า Frequency Domain OCT (FD-OCT) หรือ Spectral Domain OCT (SD-OCT)6 FD-OCT บันทึกค่าสัญญาณ spectral interference ที่เอาต์พุทของ interferometer ซึ่งมีจุดเด่นก็คือ ความไวต่อสัญญาณ และความร็วดเร็วของการตรวจจับและบันทึกสัญญาณที่เพิ่มขึ้นอย่างชัดเจนเมื่อเทียบกับ TD-OCT เนื่องจากไม่ต้องมีการสแกนของ reference beam อีกต่อไป7-9 FD-OCT สร้างภาพตัดขวางของตัวอย่างโดยการฉายแสงเลเซอร์ชนิด broadband ให้ไปตกกระทบลงบนผิวตัวอย่าง (sample) แล้ววัดการแทรกสอดในโดเมนความถี่ระหว่างสัญญาณที่สะท้อนมาจากตัวอย่างและคลื่นแสงอ้างอิง ซึ่งสามารถวัดได้โดยใช้สเปคโตรมิเตอร์เชิงแสง (optical spectrometer) ซึ่งเมื่อนำไปผ่านการแปลงแบบฟูริเยร์แล้วจะได้สัญญาณเชิงเส้นในโดเมนพื้นที่ (spatial domain) ที่เทียบได้กับความสามารถในการสะท้อนที่ระดับความลึกต่างๆ (depth-resolved reflectivity profile) ภายใต้พื้นผิวของวัตถุตัวอย่าง และเมื่อประกอบกับการสแกนลำแสงในแนวขนานกับพื้นผิวตัวอย่าง (transverse scanning หรือ lateral scanning) แล้ว ก็จะสามารถสร้างภาพตัดขวางในแบบ 2 มิติและสามมิติได้ 3 ดังแสดงในรูปที่ 3
รูปที่ 3. การสร้างภาพตัดขวางของระบบ OCT 3
รูปที่ 4 แสดงพัฒนาการที่สำคัญของเทคโนโลยี OCT ในช่วงสองทศวรรษที่ผ่านมา นับตั้งแต่มีการนำเสนอระบบ OCT ครั้งแรกในปี ค.ศ. 1991 จนถึงปี 2010 ด้วยหลักการทำงานของ OCT ที่คล้ายคลึงกับทั้งกล้องจุลทรรศน์และอัลตราซาวด์ การพัฒนาในยุคแรกๆ จึงเป็นการประยุกต์ใช้เทคนิคต่างๆ ที่มีอยู่แล้วในสองระบบข้างต้นมาใช้กับ OCT โดยตรง อย่างไรก็ตาม ความท้าทายอยู่ที่การออกแบบระบบควบคุมแสงให้ทำงานที่ต้องการได้อย่างมีประสิทธิภาพและตอบสนองความต้องการใช้งานในทางการแพทย์โดยเฉพาะในเรื่องของความเร็วในการถ่ายภาพ และอีกหนึ่งความพยายามในการผลักดันเทคโนโลยี OCT เพื่อการใช้งานในเชิงการวินิจฉัยทางการแพทย์ก็คือ การพัฒนาเทคนิคเพื่อการวิเคราะห์ฟังก์ชันการทำงานของเนื้อเยื่อตัวอย่าง หรือเรียกได้ว่า Functional OCT เช่น Polarization Sensitive OCT, Doppler OCT และ OCT elastography เป็นต้น
รูปที่ 4. พัฒนาการที่สำคัญของ OCT ในช่วงสองทศวรรษที่ผ่านมา
References
1 Fercher, A. F., Mengedoht, K. & Werner, W. Eye-length measurement by interferometry with partially coherent light. Optics Letters 13, 186-188 (1988).
2 Davidson, M., Kaufman, K., Mazor, I. & Cohen, F. in Integrated Circuit Metrology, Inspection, and Process Control. (ed K. M. Monahan) 233-247 (Proc. SPIE).
3 Bouma, B. E. & Tearney, G. J. Handbook of optical coherence tomography. (Marcel Dekker, Inc., 2002).
4 Born, M. & Wolf, E. Principles of Optics, seventh expanded edition. (Cambridge University Press, 1999).
5 Huang, D. et al. Optical coherence tomography. Science 254, 1178-1181 (1991).
6 Fercher, A. F., Hitzenberger, C. K., Kamp, G. & El-Zaiat, S. Y. Measurement of intraocular distances by backscattering spectral interferometry. Optics Communications 117, 43-48 (1995).
7 Choma, M., Sarunic, M., Yang, C. & Izatt, J. Sensitivity advantage of swept source and Fourier domain optical coherence tomography. Optics Express 11, 2183-2189 (2003).
8 De Boer, J. F. et al. Improved signal-to-noise ratio in spectral-domain compared with time-domain optical coherence tomography. Optics Letters28, 2067-2069 (2003).
9 Leitgeb, R., Hitzenberger, C. & Fercher, A. Performance of fourier domain vs. time domain optical coherence tomography. Optics Express 11, 889-894 (2003).