Optical  probing  of dental  structure  has  thus  far  been primarily limited  to  visible  and  ultravio-  let  wavelengths'  where  scattering  dominates  the  propagation  of light. Optical coherence  to-  mography  (OCT)  techniques,  however, have  demonstrated  that  light  in  the  near-infrared  region  of  the  spectrum  can  often  provide  higher  resolution  interior  imaging  of  biologi-  cal  tissue~.~-5  Here,  we  use  OCT  to  obtain  high-resolution  interior  images  and  investi-  gate  the  optical properties  of  normal  and  dis-  eased.
Our  experiments were carried  out  in a  com-  pact  fiber-based  OCT apparatus  operating  at  830  nm  and  1280  nm  wth  longitudinal  and  transverse resolutions  of 15  pm  and  powers  of  1 mW.  All  of  our  studies were conducted  in  vitro  using extracted  human  teeth preserved  in  a  thymol   solution.   Depth  scanning  was  achieved electronically  via  piezoelectric optical  path  length  modulation  in the  reference  arm  of  the  interferometer.  For  these  experiments,  a  maximum  depth  of  3.11  mm  (free space)  was  used.  Transverse scanning  (up  to  1  cm)  was  accomplished  by  automatic  bending of  the  top  of  the  optical  fiber  behind  the  focusing lens.  The  operation  of  the  OCT  scanner  was  com-  pletely  automated  ahd  controlled  by  a personal  computer.  Single  transverse scans were accom-  plished  in  25  s.  Three-dimensional  scanning  was  accomplished by  automated  rastering  of  the  fiber.dental laser tips

Figure  l(a)  displays  an  OCT distal-mesial  scan  taken  at 1280  nm  ofthe  buccal surface  of a  normal  bicuspid. Both  the  enamel  (the  upper  right  band) and  dentin  (the  lower bright  band)  are  clearly visible  in  the  scan. The  dark  region  separating  the  enamel  and  dentin  is the dentin-  enamel  junction  (DEJ),  a thin  region  that  de-  fines  the  interface.  Although  we  are  able  to  image  through the  entire  1-mm  enamel  layer,  the  effective  optical imaging  depth in dentin  is  reduced  to  <  100  pm  owing  to  increased scat-  tering  from  microstructural  tubules.  Figure  l(b)  displays  the  buccal surface  of  the  root  of  the  same  tooth.  The  cementum  outer  layer  (100  pm)  is  manifested  as  the  bright  surface  reflection  and  subsurface  dark  band  in  the  scan.  Dentin  is  visible  just  below  the  cemen-  tum  layer.
Dental  pathologies  are  shown  in  Figs.  2(a)  and 2(b),  where  we  display  the  OCT mesial-  distal scan  of  a subsurface carious lesion  [Fig.  2(a)]  and  a distal-proximal scan at  the  edge  of CTuL6  Fig.  1.  (a)  OCT  distal-mesial  scan  of  the  facial  enamel  of  a  normal biscupid.  Enamel,  dentin, and the dentin-enamel junction  (DEJ)  are  clearly visible.  The  scale  bar  is  1  mm (horizontal  and  vertical)  and  is  corrected for  the  index  of  refraction  of  the  enamel  in the  vertical  direction.  (b)  Distal-mesial  scan  of  the  facial  root  of  a  nor-  mal  bicuspid.  A  thin  cementum  layer  is  visible  over  the dentin.

a cavitated lesion  [Fig.  2(b)].  In  the  case of  Fig.  2(a), the  subsurface  structure  and  enhanced  scattering  near the  surface are consistent with  demineralization  and  subsequent formation  of  microstructural  erosion  of  the  enamel.  En-  hanced  scattering  is  also evident  in  Fig.  2(b)  below  the  surface  of  the  cavitated lesion.  The  optical properties  of  both  enamel  and  dentin  are partially  determined  by their micro-  structure.  Enamel  consists  of  protein-bound  hydroxyapetite prisms approximately  4  pm  in  diameter  and  1-4  mm  in  length whose  orien-  tation  varies  with position  on  the tooth. Den-  tin  consists  of  a mineral  collagen framework  evidencing  a  fluid-filled  tubular  microstruc-  ture.  Thus penetration  and  scattering  depend  upon  the  relative direction  of  irradiation.  We will  present  measurements  of  scattering  in  dentin  and  enamel  as well  as  a comparison  of  dental OCT images with optical microscopy.  *Institute  of  Applied  Physics  of  the  Russian  Academy  of  Sciences,  Nizhny  Novgorod  603600,  Russia.
Tom  Collier, Colin Smithpeter,  Brett Bowman, Rebekah Drezek,  Mike Descour,*  Rebecca  Richards-Kortum,  Biomedical Engineering Program,  Department  of  Electrical  and  Computer  Engineering,  University  of  Texas,  Austin,  Texas  78731  Recently confocal microscopy has  been  used  to  obtain  real-time  images  of  skin  in  vivo  with  sufficient  contrast  and  resolution  to  measure  nuclear  and  cytoplasmic diameters.' This tech-  nique  could be useful  for  detection  of  pathol-  ogy  in internal  organs  given  a fiber-optic  in-  strument  with    similar  sensitivity  and  resolution. The principle difficulties associated  with  this are  achieving  the  necessary resolution  (1-3  pm)  and  rejecting  the  specular reflections  produced at  the  fiber ends. Two approaches  to  this  problem  have been  presented;  in  both  a  fiber-optic  bundle  is coupled  to  a confocal mi-  croscope.  GmitroZ  developed  a fiber-optic flu-  orescence  confocal  microscope  with  7-pm  resolution; specular reflection  was  avoided by  detecting  at the  fluorescence wavelength.  Pho-  tobleaching may limit  the  utility  of  this system  for   imaging  relatively  weak  biological  autofluorescence.  Wilson3  developed  a white-  light  fiber-optic  confocal  system  to  image  backscattering  with  2-pm  resolution. This  sys-  tem  used  index matching  and  angle lapping  to  reduce  specular  reflections; images  of  semi-  conductors  and  teeth were acquired.  We  have  developed  a prototype  fiber-optic confocal  mi-  croscope  to  image  tissue  with  5-pm  lateral  resolution  at  15 frames per  sec  in  vivo;  index  matching  reduces specular reflections.  An  ex-  isting confocal microscope  was  not  required  as  the  entire  system  was  constructed  with  com-  mercially  available  items.