OCT part I: Introduction

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 Interferomery^1,2 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

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

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 อีกต่อไป^7-9 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).