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UNIVERSIDADE FEDERAL DE PERNAMBUCO CENTRO DE CIÊNCIAS DA SAÚDE
PROGRAMA DE PÓS-GRADUAÇÃO EM ODONTOLOGIA MESTRADO EM ODONTOLOGIA
ÁREA DE CONCENTRAÇÃO EM CLÍNICA INTEGRADA
IMAGEM IN VITRO DO REMANESCENTE DENTINÁRIO E DA CAVIDADE PULPAR ATRAVÉS DA TOMOGRAFIA POR COERÊNCIA ÓPTICA
RECIFE 2009
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DÉBORAH DANIELLA DINIZ FONSÊCA
IMAGEM IN VITRO DO REMANESCENTE DENTINÁRIO E DA CAVIDADE PULPAR ATRAVÉS DA TOMOGRAFIA POR COERÊNCIA ÓPTICA
Dissertação apresentada à Coordenação do Curso de Mestrado em Odontologia, com área de concentração em Clínica Integrada, como requisito parcial para obtenção do grau de Mestre em Odontologia.
Orientador: Prof. Dr. Anderson S. L. Gomes
RECIFE 2009
Fonsêca, Déborah Daniella Diniz
Imagem in vitro do remanescente dentinário e da cavidade pulpar através da tomografia por coerência óptica / Déborah Daniella Diniz Fonsêca. – Recife : O Autor, 2009.
54 folhas : il., fig.
Dissertação (mestrado) – Universidade Federal de Pernambuco. CCS. Odontologia, 2009.
Inclui bibliografia e anexos.
1. Tomografia por coerência óptica - Odontologia. I. Título.
616.314 CDU (2.ed.) UFPE
617.6 CDD (22.ed.) BC2009-027
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UNIVERSIDADE FEDERAL DE PERNAMBUCO
REITOR
Prof. Dr. Amaro Henrique Pessoa Lins
VICE-REITOR
Prof. Gilson Edmar Gonçalves e Silva
PRÓ-REITOR DA PÓS-GRADUAÇÃO
Prof. Dr. Anísio Brasileiro de Freitas Dourado
CENTRO DE CIÊNCIAS DA SAÚDE
DIRETOR
Prof. Dr. José Thadeu Pinheiro
COORDENADOR DA PÓS-GRADUAÇÃO EM ODONTOLOGIA
Prof. Dr. Jair Carneiro Leão
PROGRAMA DE PÓS-GRADUAÇÃO EM ODONTOLOGIA
MESTRADO EM CLÍNICA ODONTOLÓGICA INTEGRADA
COLEGIADO
Profa. Dra. Alessandra de Albuquerque Tavares Carvalho
Prof. Dr. Anderson Stevens Leônidas Gomes
Prof. Dr. Cláudio Heliomar Vicente da Silva
Prof. Dr. Etenildo Dantas Cabral
Prof. Dr. Geraldo Bosco Lindoso Couto
Prof.Dr. Jair Carneiro Leão
Profa.Dra. Jurema Freire Lisboa de Castro
Profa. Dra. Lúcia Carneiro de Souza Beatrice
Profa. Dra. Renata Cimões Jovino Silveira
SECRETARIA
Oziclere de Araújo Sena
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DEDICATÓRIA
... a Deus
pela sua constante presença. Por ter fornecido força, coragem e ânimo
para realização deste trabalho.
... ao meu marido Carlos Henrique (Cacá) pela sua compreensão, paciência, dedicação e, principalmente, pelo seu
amor. A sua alegria e o seu bom humor me iluminam e aquecem o meu
viver. Amo você!
... a minha mãe Maria Auxiliadora Diniz pelos seus conselhos, sua dedicação, sua paciência, seu carinho, seu
amor... Por estar ao meu lado, guiando-me e ensinando-me sempre a
trilhar o correto caminho e cujo exemplo quero sempre seguir.
... aos meus avós Maria e Antônio Diniz pela alegria, amor, paz e segurança que transmitem para mim em todos
os momentos. Por simplesmente existirem na minha vida.
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AGRADECIMENTOS ESPECIAIS
ao Prof°. Dr. Anderson Gomes Professor e amigo. Seus ensinamentos e sua ciência foram essenciais
para realização deste trabalho. Seu exemplo de responsabilidade e
competência, sua amizade e dedicação foram importantes neste
momento da minha vida. Obrigada!
às professoras Hilcia Teixeira e Lúcia Beatrice Meu muito obrigada pelo incentivo dado ao estudo; por despertar em
mim o amor pela pesquisa desde o início da minha vida acadêmica.
às amigas Ana Marly e Darcyla Minha eterna gratidão por ajudar a vencer cada obstáculo,
principalmente nessa etapa tão importante de minha vida. Uma amizade
que nasceu do trabalho e que, certamente, irá perdurar por toda a vida.
Obrigada a me ensinar a crescer.
a Bernardo Kyotoku Pelos seus conhecimentos e ensinamentos durante a realização desta
pesquisa, importantes para nosso crescimento científico.
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AGRADECIMENTOS
- a todos os professores da pós-graduação da UFPE pelos
conhecimentos transmitidos;
- a todos os colegas do mestrado, pelas experiências vividas e
amizades construídas;
- a todos os colegas e amigos do Laboratório de Optoeletrônica e
Fotônica do Departamento de Física da UFPE, em especial à Heloísa
e Rebeca, pelos seus ensinamentos;
- ao professor Marco Frazão, com sua gentileza e sabedoria, e à
Clínica Boris Berenstein, pelo incentivo dado à nossa pesquisa;
- a todos os funcionários da UFPE, especialmente aos funcionários da
pós-graduação e do Departamento de Física, pelos obséquios a nós
prestados;
- aos familiares que direta ou indiretamente contribuíram para a
realização desse sonho;
- aos pacientes, pela contribuição essencial para realização desta
pesquisa;
... a TODOS que contribuíram para a realização desse trabalho.
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RESUMO Este trabalho reporta a aplicação da tomografia por coerência óptica (TCO) em gerar imagens do remanescente dentinário e da câmara pulpar, in vitro, de dentes humanos. Imagens bi-dimensionais do remanescente dentinário e da câmara pulpar, paralelas ao longo eixo do dente, foram obtidas através de dois sistemas de TCO operando em 1280nm e 850nm. Imagens geradas por tomografia de feixe cônico usando o i-CAT® foram utilizadas como padrão ouro. Os resultados demonstraram a eficácia das duas técnicas em visualizar os componentes do complexo dentino-pulpar, porém o sistema com comprimento de onda em 1280nm apresentou maior profundidade de penetração em dentina quando comparado ao de 850nm, como era esperado devido às diferenças do coeficiente de espalhamento e de absorção neste tecido. A tomografia por coerência óptica apresenta grande potencial de utilização na prática clínica, prevenindo exposição acidental da polpa e promovendo tratamento restaurador preventivo. Descritores: Tomografia por Coerência Óptica, Diagnóstico por Imagem, Dentina, Câmara Pulpar.
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ABSTRACT
This work reports the application of optical coherence tomography (OCT) to generate image of remaining dentin and pulp chamber of in vitro human teeth. Bi-dimensional images of remaining dentin and of the pulp chamber were obtained parallel to the long axis of the teeth, by two OCT systems operating around 1280nm and 850nm, and compared with tomography images using the i-CAT® Cone Beam Volumetric Tomography system as the gold standard. The results demonstrated the efficacy of the OCT technique; furthermore, the wavelength close to 1280nm presented greater penetration depth in the dentine than 850nm, as expected from scattering and absorption coefficients. The OCT technique has great potential to be used on clinical practice, preventing accidental exposure of the pulp and promoting preventive restoration treatment. Keywords: Optical Coherence Tomography, Diagnostic Imaging, Dentin, Dental Pulp Cavity.
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SUMÁRIO RESUMO...........................................................................................................08 ABSTRACT.......................................................................................................09 1 INTRODUÇÃO................................................................................................11 2 REVISÃO DE LITERATURA .........................................................................13
2.1 Diagnóstico em Odontologia ........................................................13 2.2 Tomografia por Coerência Óptica ................................................14
2.2.1Fonte de Luz .............................................................................15 2.2.2TCO na área Médica .................................................................17 2.2.3TCO na área Odontológica .......................................................19
2.3 Tomografia de Feixe Cônico………………………………………....23 3 MATERIAIS E MÉTODO…………………………………..……………………..25 4 RESULTADOS E DISCUSSÃO.....................................................................32 5 CONCLUSÃO.................................................................................................33 REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS.................................................................34 ANEXOS ...........................................................................................................37
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1 INTRODUÇÃO
Estabelecer um correto diagnóstico sempre foi uma preocupação para os
profissionais de saúde, já que o sucesso dos procedimentos preventivos e
operatórios realizados depende diretamente desta etapa. Diagnósticos corretos e
precisos certamente diferenciam os profissionais, pois aqueles que o realizam
tendem a estabelecer um correto tratamento e, conseqüentemente, solucionam o
problema do paciente (BARATIERI et al., 2001).
O caminho para se chegar ao diagnóstico é o exame clínico e os exames
complementares. O primeiro é considerado soberano devido à possibilidade de se
obter um grande número de informações importantes sobre o paciente. O segundo
auxilia o profissional, confirmando hipóteses de diagnóstico geradas durante o
exame clínico, e o orienta na tomada de decisão para o melhor tratamento (TOMASI,
2002). No que diz respeito aos exames complementares, novas tecnologias estão
sendo utilizadas e aperfeiçoadas para o uso em diagnóstico por imagem. É
necessário, então, estar atento ao seu emprego e aos benefícios que essas
tecnologias proporcionam.
Na Medicina, têm-se vários recursos de imagem como a Tomografia
Computadorizada, a Ressonância Magnética, Ultra-som e Doppler. Entretanto,
esses métodos ainda são pouco empregados na Odontologia.
Para detectar a profundidade da cavidade dentária em relação à polpa de um
elemento dental, a Odontologia dispõe apenas dos seguintes métodos de
diagnóstico: a inspeção visual e tátil e o exame radiográfico. Esses métodos são
subjetivos, levando o profissional, muitas vezes, a cometer erros no momento da
escolha do tratamento (MELO, 2005). Além disso, o procedimento radiográfico
possui algumas limitações: pode apresentar superposição de estruturas anatômicas
(OTIS et al., 2000a); é um método estático (MELO, 2005; OTIS et al., 2000b); emite
radiação ionizante, logo oferece riscos ao paciente, ao cirurgião-dentista e a sua
equipe; é relativamente demorado, pois necessita de espera para revelação do filme
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radiográfico; é vulnerável a erros, durante a tomada radiográfica e durante a
revelação; produz imagens apenas em duas dimensões (MELO, 2005).
Para auxiliar na avaliação dos tecidos da cavidade oral, atualmente está
sendo proposta a utilização da técnica de Tomografia por Coerência Óptica (TCO).
A TCO consiste em uma nova técnica de diagnóstico por imagem que tem a
capacidade de produzir imagens bi ou tridimensionais (DREXLER, 2004), em corte
transversal e com alta resolução espacial de microestruturas internas de um tecido
(DREXLER, 2004; OTIS et al., 2000a; THRANE et al., 2001), comparável, quanto à
sua execução, ao ultra-som, exceto por utilizar luz ao invés de ondas sonoras para a
análise dos tecidos (DREXLER, 2004; OTIS et al., 2000a; JUNG et al., 2005;
WELZEL et al., 1997; PIERCE et al., 2004). Por ser uma técnica não invasiva,
proporcionar imagens de alta resolução (HUANG et al., 1991; DREXLER, 2004;
SCHMITT, 1999; COLSTON et al., 1998a), obtidas em tempo real (JUNG et al.,
2005) e não causar nenhum risco de dano ao paciente e à equipe profissional, a
TCO representa um importante avanço na área de diagnóstico por imagem
(FELDCHTEIN et al., 1998; JUNG et al., 2005).
Esta pesquisa teve como objetivo gerar imagens do remanescente dentinário
e da câmara pulpar obtidas através da TCO utilizando comprimentos de onda de
850nm e 1280nm, comparando-as com imagens obtidas por tomografia volumétrica
de feixe cônico i-CAT, utilizada como padrão ouro desta pesquisa, e discute qual o
sistema de TCO é o mais indicado para realizar o diagnóstico clínico e sucesso no
tratamento.
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2 REVISÃO DE LITERATURA 2.1 Diagnóstico em Odontologia
O sucesso do tratamento odontológico, principalmente restaurador, depende do
conhecimento integral das propriedades, estrutura e função do complexo
dentinopulpar, o que constitui a base biológica necessária para a tomada de
decisões clínicas (BUSATO et al., 2005). Os principais componentes desse
complexo são a dentina, formada pela dentina tubular e pré-dentina, e a polpa,
dividida em camada odontoblástica, zona acelular de Weil, zona rica em células e
corpo pulpar. A dentina possui, em peso, 70% de matéria inorgânica, 18% de
conteúdo orgânico e 12% de água, enquanto a polpa é constituída de 75% de água
e 25% de matéria orgânica (KATCHBURIAN; ARANA, 1999). Essas estruturas
atuam conjuntamente, podendo ser consideradas como uma entidade funcional
única. Apesar das diferenças de estrutura e composição entre a dentina e a polpa,
esses tecidos são inteiramente ligados de forma que reações fisiológicas em um
tecido também afetarão o outro (MJOR, 2002).
Muitos fatores estão envolvidos na resposta pulpar, como a citotoxicidade do
material, método de aplicação do material restaurador na cavidade dentinária e
presença de bactérias. Entretanto, tem-se visto que os efeitos induzidos durante a
preparação da cavidade, a idade dos pacientes e o fino remanescente dentinários
entre o fim da cavidade e o tecido pulpar apresentam papel importante na
intensidade da resposta pulpar e estimulação de depósito de dentina terciária
(MURRAY et al., 2000).
Costa, Nascimento, Teixeira (2002), em seus trabalhos, observaram uma
moderada resposta inflamatória, desorganização do tecido pulpar, bem como
deposição de fina camada de dentina reacionária em cavidades preparadas com
condicionamento ácido total, adesivo e restauração, em dentes cujo remanescente
dentinário era menor que 300 µm. No grupo onde houve proteção pulpar com
hidróxido de cálcio antes do condicionamento ácido total, todos os dentes mostraram
características histológicas normais. Com isso, os autores recomendam a aplicação
de material biocompatível em dentina profunda antes da aplicação do
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condicionamento ácido e do sistema adesivo. Baum, Phillips, Lund, desde 1995,
também recomendam, em preparos cavitários completos, após a remoção de tecido
cariado ou após a remoção de uma restauração defeituosa, por exemplo, o uso de
algum material intermediário sobre a dentina, antes da inserção do material
permanente; e a seleção deste material é influenciada pela profundidade da
cavidade com a polpa.
Hanks; Craig; Diehl (1988) reportaram que remanescentes dentinários finos de
0,5mm mostram ser suficientes para proteger o tecido pulpar contra os efeitos
citotóxicos dos materiais dentários. Entretanto, remanescentes dentinários finos de
300µm podem causar uma persistente resposta inflamatória pulpar (HEBLING;
GIROB; COSTA, 1999) e podem não ser suficientes para prevenir danos pulpares
quando a técnica de condicionamento ácido total está associada com a aplicação de
agentes adesivos em cavidades profundas (COSTA; NASCIMENTO; TEIXEIRA,
2002).
2.2 Tomografia por Coerência Óptica Huang et al. (1991) trouxeram uma importante contribuição para a
Biomedicina ao propor um novo método de diagnóstico: Tomografia por Coerência
Óptica (TCO). Eles foram os primeiros autores que descreveram esta técnica como
um meio de diagnóstico para tecidos biológicos, pois até então ela era somente
empregada na indústria de telecomunicações para identificar e caracterizar reflexões
nos componentes ópticos. O sistema desenvolvido por Huang e colaboradores
baseou-se no interferômetro proposto por Michelson em 1881 e utilizou como fonte
de luz o diodo superluminescente de baixa coerência emitindo um comprimento de
onda médio de 830 nm. Por se tratar de um método digital, medidas quantitativas
precisas podem ser obtidas podendo-se calcular a espessura dos tecidos através da
multiplicação do atraso sofrido pela luz, pela sua velocidade neste tecido, a qual
depende do índice de refração do tecido e da velocidade luminosa no vácuo. Os
autores demonstraram a imagem tomográfica da área peripapilar da retina e
camadas da artéria coronária in vitro e constataram que o TCO se mostrou um
método sensível para detecção de mudanças anatômicas destes tecidos de tal
15
forma que as características morfológicas da imagem de TCO corresponderam
diretamente aos achados histológicos dos mesmos.
Inicialmente, a TCO foi empregada na Oftalmologia, porém foi aprimorada
beneficiando outras áreas como a Cardiologia, a Gastroenterologia, a Dermatologia
(PIERCE et al., 2004; WELZEL et al., 1997; JUNG et al., 2005) e engenharia celular
(YANG et al., 2006). Em Odontologia, as primeiras aplicações começaram em 1998
(COLSTON et al.,1998a) e, atualmente, tem sido utilizada para diversos fins como
avaliação da interface de restaurações em esmalte (MELO et al., 2005), para realizar
correto diagnóstico de cárie (FREITAS et al., 2006), para análise da performance de
materiais dentários (KYOTOKU et al., 2007; BRAZ et al., 2008), detecção precoce
de câncer oral (JUNG et al., 2005), detecção de cáries recorrentes e adaptação
marginal de restaurações (OTIS et al., 2000a), caracterização de estruturas
periodontais (COLSTON et al., 1998a; OTIS et al. 2000a). Em 2006, Kauffman et al.,
estudaram a primeira imagem de TCO da polpa dental utilizando dentes de rato.
2.2.1 Fonte de Luz
Gladkova et al. (2000) relataram que fontes de luz de baixa intensidade, no
comprimento de onda visível ou próximo do infravermelho, são bastante
interessantes para as técnicas ópticas de obtenção de imagens em tecidos
biológicos. Esse fato foi atribuído à “janela terapêutica” observada entre os
comprimentos de onda de 700 nm e 1300 nm onde para importantes constituintes
teciduais, como a água e o sangue, a absorção é baixa e o espalhamento da luz é
relativamente elevado.
Otis et al. (2000b) observaram em seu estudo que, de acordo com a ANSI
(American National Standards Instituite), é necessário uma exposição da mesma
fonte, com comprimento de onda de 1,3 μm e uma potência de 96 mW, por 8 horas
seguidas para haver dano à pele humana. Assim, o autor verificou pesquisas e
trabalhos envolvendo a técnica de TCO estavam dentro das normas de segurança
da ANSI, oferecendo total segurança tanto ao paciente quanto à equipe de
profissionais que trabalham com o laser.
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Thrane et al. (2001) relataram que os diodos superluminescentes utilizados
inicialmente como fonte dos sistemas de TCO, apesar do custo relativamente baixo,
atingiam uma resolução de 10-20 μm, conseqüência do comprimento de coerência
da fonte. Essa resolução mostrou-se insuficiente na caracterização de células e de
estruturas subcelulares, como por exemplo, os núcleos. Os autores observaram
ainda que as melhores resoluções longitudinais foram detectadas em sistemas que
utilizavam como fonte laser de femtonsegundo de Ti:safira, chegando a ~1 μm em
estudos in vivo. Porém lembraram que os lasers de femtosegundo também
apresentavam algumas limitações, dentre as quais foram citados o custo e a
complexidade desses lasers, dificultando a aplicação clínica.
Zhao et al. (2001) mostraram que embora os diodos superluminescentes com
comprimento de onda centrado entre 850 nm e 1300 nm e a potência média entre 1
e 10 mW fossem geralmente empregados nos sistemas de TCO, a resolução axial
obtida era limitada entre 10 e 20 μm. Como alternativa para a obtenção de uma
excelente resolução, próxima de 1μm, foi sugerido um laser pulsado de Ti:safira.
Operando a 850 nm, essa fonte gerou um espectro de banda ultra larga (350 nm) e
alta potência, podendo chegar a mais de 100 mW.
Kowalevicz et al. (2002) admitiram que os experimentos que utilizavam lasers
de femtosegundo em estado sólido, como por exemplo, o Ti:safira, obtinham melhor
resolução (~1 μm) do que os empregavam diodos superluminescentes (~10 μm),
fato atribuído à largura de banda que era bem menor nos diodos. Porém, visando
minimizar os custos dos sistemas de TCO sem prejudicar sua resolução, os autores
empregaram um diodo com potência de 40,3 μW, largura de banda de 138 nm,
bombeando um cristal de Ti:Al2O3. Desta forma, obtiveram um sistema com imagens
de resolução axial de 2,2 μm no ar e 1,7 μm na amostra. Sugeriram ainda a melhoria
dos resultados através do aumento da fluorescência da fonte, reduzindo a
temperatura e aumentando a densidade do cristal de Ti:Al2O3. Concluíram então que
as fontes de luz fluorescentes podem se tornar uma alternativa viável e de menor
custo para sistemas de TCO, permitindo a obtenção de imagens de alta resolução,
semelhantes às relacionadas aos lasers de femtosegundo.
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A resolução das imagens obtidas a partir da técnica de TCO está relacionada
à fonte de luz empregada no sistema. O comprimento de coerência, por exemplo,
delimita a resolução axial do sistema, que, por sua vez é inversamente proporcional
à largura de banda da fonte. Outro aspecto importante relacionado à fonte de luz
empregada é o comprimento de onda, pois dele depende a capacidade de
penetração do feixe na amostra estudada (MELO, 2005).
Comparando a capacidade de penetração de dois comprimentos de onda e
utilizando como fonte de luz o diodo superluminescente, Ohmi et al. (2001), verificou
uma maior capacidade de penetração para o comprimento de onda de 1300nm em
relação ao de 800nm em tecido de galinha. Pierce et al. (2004) também
comprovaram uma melhor penetração do laser em 1300nm comparado ao de 800nm
na pele. Já Welzel et al. (1997), utilizando o comprimento de onda de 830nm,
visualizaram profundidade de 0,5 a 1,5mm na pele humana.
Muitos autores reforçam este resultado afirmando que a região espectral
atrativa para imagens da TCO em tecidos biológicos não transparentes é próximo de
1.3 µm, onde o espalhamento da luz é relativamente baixo para o espalhamento de
luz na região visível, e a absorção tecidual é menor. Neste comprimento de onda
próximo a 1.3 µm, muitas investigações têm demonstrado imagens de 1-3mm de
profundidade, dependendo do tipo de tecido examinado (BREZINSKI; FUJIMOTO,
1999; FUJIMOTO et al., 2000).
2.2.2 TCO na área Médica
Para permitir o estudo do processo patológico na pele humana, a biópsia
ainda é um método bastante utilizado, apesar de ser um procedimento irreversível e
invasivo. Gladkova et al. (2000) utilizaram a técnica de TCO para detectar in vivo
características particulares da pele sadia ou portadora de patologias. Para obterem
imagens da pele, foi utilizado como fonte um diodo superluminescente operando
num comprimento de onda de 1280nm, numa potência de 0,5 – 2 mW, resultando
numa resolução axial de 20 μm e resolução lateral variando entre 15 e 30 μm. As
imagens tomográficas detectaram não só reações patológicas gerais do corpo
humano como a inflamação e a necrose, mas também diagnosticaram processos
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específicos da pele, incluindo hiperqueratose, paraqueratose e formação de
cavidades intradérmicas. Os autores relataram, ainda, que fontes de luz de baixa
intensidade, no comprimento de onda visível ou próximo do infravermelho, são
bastante interessantes para as técnicas ópticas de obtenção de imagens em tecidos
biológicos. Esse fato foi atribuído à “janela terapêutica” observada entre os
comprimentos de onda de 700 nm e 1300 nm onde para importantes constituintes
teciduais, como a água e o sangue, a absorção é baixa e o espalhamento da luz é
relativamente elevado.
Esenaliev, Larin e Larina (2001) propuseram o uso da TCO como método não
invasivo para a monitoração dos níveis de glicose. Para isso eles se basearam num
fato já conhecido de que o aumento na concentração de glicose diminuía o
coeficiente de espalhamento dos tecidos. Os pesquisadores, buscando determinar a
sensibilidade da técnica de TCO às mudanças na concentração de glicose, bem
como estimar as mudanças nos sinais de TCO como resultado nas variações dos
níveis sanguíneos de glicose, utilizaram dois sistemas, um com o comprimento de
onda de 830 nm e o outro de 1300 nm. Através da obtenção de imagens por TCO da
pele de coelhos e porcos, antes e depois da administração de glicose, observaram
que, conforme o esperado, os sinais de TCO diminuíam substancialmente e
linearmente com o aumento da concentração de glicose no sangue, possibilitando os
autores sugerirem a técnica experimental empregada como método de avaliação
das oscilações dos níveis de glicose, auxiliando no controle e diagnóstico da
diabete.
Nejadmalayeri (2001) relata que a tomografia por coerência óptica atraiu
imensamente a atenção de cientistas e engenheiros por ser a primeira técnica de
diagnóstico por imagem que utiliza as propriedades de coerência óptica da luz. O
autor cita quatro novas variações da técnica de TCO tradicional para a aquisição de
imagens: polarização, doppler, absorção e elasticidade. A polarização seria uma
técnica interessante para ser aplicada a tecidos biológicos compostos por fibras que
devido à sua organização apresentam birrefringência. O Doppler é uma técnica
usada há tempo com o uso de fontes de comprimento de coerência longo que tem
como conseqüência imagens de pouca precisão. Com os conhecimentos de
coerência empregada na técnica de TCO associada ao Doppler possibilitou
19
execução de imagens de alta exatidão de estruturas em movimento e por isso tem
sido empregada para a análise do fluxo e de vasos sanguíneos. Absorção permite
que sejam feitas medidas em duas profundidades diferentes do meio avaliado. A
elasticidade ou elastografia por TCO é uma técnica não invasiva utilizada para medir
as variações de rigidez no interior dos tecidos. Pode ser feito baseando-se na
sensibilidade da tomografia por coerência óptica ao deslocamento da amostra
durante a obtenção da imagem. Dessa maneira, tornou-se possível a obtenção de
informações a respeito da deformação, em micro-escala, da amostra durante a
aplicação de um estresse externo. Essa variação da TCO pode trazer uma rica
contribuição para os estudos de cicatrização.
2.2.3 TCO na área Odontológica
Colston et al. (1998a) realizaram o primeiro estudo de formação de imagem
em tecidos biológicos duros com TCO. Os autores realizaram imagens, in vitro, de
tecidos duros e moles da cavidade oral em porco com um protótipo do sistema de
TCO desenvolvido por eles e compararam-nas com a fotomicrografia da imagem
histológica. A TCO criou imagens de secção transversal da região periodontal do
primeiro pré-molar decíduo do porco secionado após congelamento e obteve
informações da estrutura interna da gengiva, do dente e da interface dos dois. Os
autores distinguiram claramente a junção esmalte-cemento e a interface dente-
gengiva, permitindo também a avaliação do sulco gengival ou bolsa periodontal,
caso estivesse presente. Isso mostra que a TCO tem um grande potencial clínico
para pesquisas da etiologia das doenças periodontais por ser um método que não
provoca dor e ser mais preciso do que os métodos mecânicos de sondagem
periodontal tradicionais. A fonte de luz utilizada no sistema foi diodo
superluminescente com comprimento de onda de 1310nm, largura de banda
espectral de 47 nm e que gerava no braço da amostra uma potência de 70 μW. A
resolução axial do experimento foi de 17 μm e a transversal de 20 µm.
Colston et al. (1998b) idealizaram e fabricaram uma peça de mão para fazer
imagem intraoral de tecidos dentais em humanos e publicaram o primeiro trabalho
que utilizou a técnica de TCO para obtenção de imagens in vivo de tecidos bucais
humanos, permitindo a observação tanto das estruturas formadas por tecidos moles
20
como por tecidos duros da cavidade bucal como: esmalte dental, junção amelo-
dentinária, dentina, gengiva marginal, sulco gengival, ligamento periodontal, osso
alveolar, osso mandibular. As imagens geradas permitiram a visualização clara
dessas importantes estruturas, embora a do osso esponjoso não tenha sido tão
nítida. Acoplado ao interferômetro, foi utilizada uma fonte de baixa coerência
operando num comprimento de onda central de 1310 nm, largura de banda de 15
μm e 15mW de potência. A resolução axial do sistema de TCO foi de 15 μm e a
profundidade máxima foi de 3 mm em tecidos duros e 1,5 mm em tecido mole. As
imagens demonstraram o potencial do TCO e a variedade de aplicações clínicas
desta técnica incluindo diagnóstico de doenças periodontais, detecção de cáries e
avaliação de restaurações dentárias. Como desvantagem do sistema, os autores
relataram a existência de artefatos na imagem quando realizado em tecidos
birrefrigentes, e a necessidade de melhorar o tempo de aquisição da imagem.
Feldchtein et al. (1998) realizaram um estudo onde investigaram a formação
de imagem por TCO in vitro e in vivo das estruturas de tecidos duros e moles da
cavidade oral. O sistema de TCO utilizado tinha como fonte de luz diodo
superluminescente operando em 830 nm e 1280 nm com uma resolução axial no
primeiro de 13μm e no segundo de 17μm. O tempo de varredura axial foi de 2-5
segundos. Em relação às estruturas de tecido mole, os autores investigaram vários
tipos de mucosa oral: mucosa mastigatória do palato duro e da mucosa gengival;
mucosa de revestimento do palato mole e alveolar e mucosa especializada do dorso
da língua. Nos tecidos moles que havia queratina foi difícil a distinção entre a lâmina
própria e a submucosa (quando presente) devido à queratina reduzir o contraste,
mas, na mucosa com o epitélio não queratinizado, estas estruturas apresentavam-se
distintas, permitindo ainda a observação de vasos sanguíneos e glândulas. Nos
tecidos duros, os autores investigaram a habilidade do TCO em formar imagens de
lesões cariosas e não cariosas em esmalte e dentina nas áreas cervical, proximais e
sulcos oclusais de vários dentes, além de avaliar a qualidade das restaurações ao
verificar fendas entre o material restaurador e o dente, bolhas de ar incorporadas
durante a inserção do material e outros defeitos que determinassem a sua
substituição. Este estudo indicou que o TCO é capaz de formar imagens de alta
resolução e com muitas aplicações clínicas podendo ser um novo método de
imagem para a odontologia.
21
Otis et al. (2000a) realizaram imagens in vivo de estruturas dentais sadias em
adulto com um sistema de TCO desenvolvido e testado por eles que apresentavam
140 microwatt de potência, 1310nm, diodo superluminescente como fonte de luz, 70
femtowatts de luz refletida e profundidade de imagem de aproximadamente 3 mm. O
tempo de aquisição de imagem foi de 45 segundos. A varredura por TCO foi
realizada através do longo eixo do dente pré-molar próximo à região cervical. A
imagem representa uma secção vestíbulo-lingual do dente determinado pelo
diâmetro do feixe (20 µm). Podem ser visualizadas estruturas tais como: tecido
periodontal, sulco gengival, epitélio juncional, interface dente-compósito e adaptação
marginal das restaurações. Os autores consideraram que o TCO tem a capacidade
de revelar detalhes da estrutura dental normal e quantificar os principais problemas
dentários como cáries, restaurações defeituosas e doença periodontal, com
potencial para identificar a doença periodontal ativa antes mesmo de ocorrer uma
perda óssea alveolar, podendo ser utilizada na proservação da doença ou como
uma documentação visual da progressão da doença periodontal, da resposta à
terapia ou ambos.
Otis et al. (2000b), num estudo in vitro, avaliaram amostras de tecidos bucais
de porcos através de técnicas de TCO, radiografia e sondagem dos sulcos
gengivais. Os autores compararam as imagens de dois sistemas de TCO com
comprimento de onda diferentes, de 850 nm e 1310 nm, ambos utilizando como
fonte de luz diodos superluminescentes. No primeiro sistema, o comprimento de
onda empregado foi de 850 nm, largura de banda espectral de 29 nm, potência de
350 μW incidindo na amostra e resolução axial de 12 μm no segundo. No segundo
sistema o comprimento de onda central da fonte foi de 1310 nm, largura de banda
espectral de 47 nm, potência de 140 μW e resolução axial de 17 μm no segundo. Os
pesquisadores concluíram que o emprego de uma fonte com maior comprimento de
onda permitiu a obtenção de uma imagem com maior resolução e maior riqueza de
detalhes para o profissional estabelecer o diagnóstico.
Jung et al. (2005) realizaram uma pesquisa cujo objetivo foi avaliar a
possibilidade do TCO para diagnóstico de múltiplos estágios de progressão do
câncer oral. Foi apresentado, não somente imagens em duas dimensões do TCO,
mas também, imagens em volume em três dimensões em tecido normal e lesões
22
potencialmente malignas. O sistema TCO empregou como fonte de luz o diodo
superluminescente, com comprimento de onda central de 1310 nm, potencia de 10
mW e largura da banda de 70 µm. Como conclusão, o TCO pôde distinguir
claramente muitas características histológicas, tais como mudanças epiteliais e
subepiteliais; as imagens 3D evidenciaram informações detalhadas em qualquer
localização e ângulo de visão pelo clínico. Tais imagens mostraram serem muito
próximas dos correspondentes histológicos, logo o TCO tem um grande potencial
para detecção do câncer oral num futuro próximo.
Melo et al. (2005) observaram a integridade da interface dente-restauração no
esmalte dental de molares humanos extraídos, através da técnica de tomografia por
coerência óptica utilizando como fonte de luz o laser Titânio safira, operando num
comprimento de onda de 800 nm resolução axial de 10μm e lateral de 32μm. Além
de identificar a falha da restauração, uma fenda de aproximadamente 50μm, a
técnica permitiu uma avaliação quantitativa da mesma o que não foi possível através
de métodos convencionais de diagnóstico.
Kauffman et al. (2006) fizeram um trabalho avaliando a TCO como método de
diagnóstico por imagem da estrutura interna do dente, especialmente câmara pulpar
e canal radicular. Nos experimentos foram utilizados dentes extraídos de ratos
albinos, primeiros molares. No sistema de TCO foi utilizado o laser de Titânio safira
com fonte de luz de banda larga operando em 800 nm. O sistema desenvolvido
apresentou resolução axial de 10 μm e resolução lateral de 32 μm. Os resultados
mostraram imagens bi-dimensionais das estruturas do esmalte, dentina e câmara
pulpar compatíveis com a microscopia óptica. A pesquisa comprovou que TCO é
uma técnica de alta resolução e indica seu potencial em futuras aplicações em
pesquisas laboratoriais e clínicas, com potencial para ser uma importante ferramenta
de diagnóstico para a Odontologia.
Parker (2007) relata que atualmente um grande número de aplicações do laser
de baixa potência, que utilizam um comprimento de onda específico, são usados em
muitas áreas da medicina e da prática veterinária. Seu uso no tratamento de
patologias é baseado na fotobioestimulação, em que a energia do laser é absorvida
por pontos inter e intra-celulares, tendo como resultado uma estimulação secundária
23
dos mecanismos de cicatrização. Ele diz que, na Odontologia, situações clínicas que
afetam as estruturas dentárias e os maxilares são aplicáveis à terapia do laser de
baixa potência. A terapia fotodinâmica, onde uma droga ou um produto químico é
introduzido e ativado pela luz de laser, pode ser usada no tratamento das infecções
bacterianas, na Endodontia e Periodontia. Além disso, pode ser usado na detecção
de cárie, na Ortodontia e na dentística restauradora. Nesta última indicação, estudos
preliminares usando TCO (com polarização sensitiva e comprimento de onda de
1300 nm) têm sido bem sucedidos na obtenção de imagens dos tecido duros e
moles da cavidade oral.
Em 2008, Braz et al. estudaram imagens de sítios de iniciação de fratura e a
sua lenta propagação em fibras reforçadas por resina utilizando a tomografia por
coerência óptica com comprimento de onda de 800nm. Amostras de fibras
reforçadas por resina foram submetidas a ciclos mecânicos e térmicos a fim de
simular as condições da cavidade oral e o interior dessas amostras foram analisadas
antes e depois pela TCO. Os autores concluíram que é possível a visualização e
análise de fraturas, não vistas a olho nu, quantitativamente e em profundidade
utilizando esta nova técnica.
2.3 Tomografia de Feixe Cônico
Nesta pesquisa, o padrão ouro escolhido para comparar as imagens da TCO
foi a Tomografia Volumétrica de Feixe Cônoco i-CAT® (Imaging Sciences
International, LLC – Pennsylvania/USA). A Tomografia Volumétrica de Feixe Cônico
foi introduzida comercialmente para profissionais da área Odontológica em 2001.
Este tipo de Tomografia Computadorizada surgiu como necessidade específica da
Odontologia, pois até então, tomógrafos computadorizados médicos, de custo
elevado e com altíssimas doses de radiação eram utilizados. Esta nova modalidade
de imagem produz imagens volumétricas de maneira mais fácil, rápida e com doses
de radiação cerca de dez vezes menor que tomografia computadorizada
convencional. Foi, então, designada para a profissão odontológica a fim de prover
imagens tridimensionais com altíssima precisão. Todas as especialidades da
Odontologia estão sendo beneficiadas por esta revolucionária tecnologia podendo-
se citar a localização espacial de dentes para a Cirurgia, Ortodontia e
24
Odontopediatria, estudo tridimensional da crista óssea alveolar para a Periodontia,
estudos da ATM e Oclusão, localização de lesões em Patologia e planejamento em
Implantodontia entre outros (BOURGEOIS; SIKORSKI; TAYLOR, 2007). A varredura
do i-CAT® pode oferecer tempos de 10, 20 e 40 segundos, com reconstrução
padrão tomando menos de 30 segundos, informando ao dentista dados próximo ao
instante real, para o melhor diagnóstico possível.
25
3 MATERIAIS E MÉTODO
O estudo experimental foi realizado após aprovação pelo comitê de ética em
pesquisa da Universidade Federal de Pernambuco – Centro de Ciências da Saúde
(Anexo I).
Cinco molares humanos hígidos foram obtidos no Banco de Dentes da
Universidade Federal de Pernambuco e armazenados em soro fisiológico. Desse
total, apenas dois elementos dentários, devido à qualidade da imagem, foram
utilizados para a realização das imagens nesta pesquisa. A superfície oclusal das
amostras foi preparada com broca carbide cilíndrica número 1093 (KG sorensen)
perpendicular ao longo eixo do dente (Figura1), produzindo um plano na superfície
oclusal (Figura 2). Estas superfícies foram polidas manualmente com lixas d’água de
granulação 400, 600, 1200 com irrigação (Figura 3). Este polimento foi realizado até
que ocorresse uma mínima exposição pulpar (Figura 4) para, então, logo ser
analisado pela TCO.
Figura 1: Superfície oclusal sendo preparada com broca carbide cilíndrica
número1093.
26
Figura 2: Molar após desgaste com plano na superfície oclusal.
Figura3: Superfície dentária sendo polida manualmente com lixas d’água e
com irrigação.
27
Figura 4: Elemento dentário apresentando pequena exposição pulpar.
Para se obter as imagens através da técnica de Tomografia por Coerência
Óptica, foi construído um interferômetro de Michelson à base de fibra óptica,
acoplado a uma fonte de luz de baixa coerência.
Este interferômetro consiste em um sistema óptico capaz de produzir interação
entre dois feixes originários da mesma fonte. A luz gerada por uma fonte de baixa
coerência é dividida em duas partes que seguem caminhos distintos, mas de mesma
extensão. Na extremidade de cada percurso, a luz é refletida ou espalhada
retroativamente. Dessa forma, os feixes são novamente recombinados e
interferência entre eles é observada na extremidade do “braço” de saída do
interferômetro. A alteração do comprimento de um dos “braços” do interferômetro
leva a uma interferência construtiva ou destrutiva do sinal de interferência. Na
análise de tecidos biológicos, alterações na extensão do “braço” de referência do
interferômetro permitem a interferência seletiva do feixe de referência com a luz
espalhada por diferentes camadas da amostra estudada (HECHT; ZAJAC, 1979). A
figura 5 mostra os esquemas do sistema experimental utilizados nesta pesquisa.
28
(a) (b)
Fig.5 – Diagrama esquemático da tomografia por coerência óptica.
(a) 850nm – espectrômetro; (b) 1280nm linha de atraso de Fourier.
Neste trabalho, o espelho fixo foi substituído pelo dente examinado. O feixe
de luz incidiu sobre o dente executando uma varredura e, de acordo com as
propriedades ópticas do tecido, foi parcialmente absorvido, refletido e espalhado.
Parte da luz espalhada retornou pela mesma fibra, percorrendo a mesma distância.
O outro feixe seguiu pelo braço de referência (com espelho), sendo totalmente
refletido. No momento em que houve a recombinação dos dois feixes, observaram-
se franjas de interferência que foram detectadas e transformadas em uma figura de
escala preta e branca e, posteriormente, através de um software foram finalmente
criadas imagens em duas dimensões e com uma alta resolução do elemento
analisado.
As amostras foram analisadas pela tomografia por coerência óptica (Figura 6),
utilizando como fonte de luz o diodo superluminescente e comprimentos de onda
cerca de 850nm e 1280 nm. O primeiro sistema (850nm) – Figura 7 - possui 49.9nm
de largura de banda, com resolução de 6μm. O outro sistema (1280nm) – Figura 8 -
possui 64.6 nm de largura de banda, com resolução de 11 μm. As imagens do
remanescente dentinário e da câmara pulpar foram obtidas através do
escaneamento da superfície oclusal na direção vestíbulo-lingual. A radiação
penetrou paralela ao longo eixo do dente através da estrutura dentinária e produziu
uma imagem tomográfica, como mostra a figura 9a. Ambos os sistemas são
controlados pelo Lab VIEW, software que coletou e processou todos os dados
29
gerados das imagens tomográficas. Este software foi desenvolvido no Laboratório de
Optoeletrônica e Fotônica do Departamento de Física da Universidade Federal de
Pernambuco. (Figuras 9a, b)
Figura 6: Amostra posicionada para análise pela tomografia por coerência
óptica.
Figura 7: Sistema de tomografia por coerência óptica utilizando o
comprimento de onda de 850nm.
30
Figura 8: Sistema de tomografia por coerência óptica utilizando o
comprimento de onda de 1280nm.
a
Figura 9a: Lab VIEW, software. Sistema de 850nm.
31
b
Figura 9b: Lab VIEW, software. Sistema de 1280nm.
Após as imagens serem obtidas pela TCO, os dentes foram analisados pela
tomografia volumétrica computadorizada de feixe cônico - i-CAT (Imaging Sciences
International, LLC – Pennsylvania/USA) – figura 10 - e suas imagens comparadas às
imagens da TCO.
Figura 10: Aparelho tomográfico volumétrico computadorizado de feixe cônico
i-CAT.
32
4 RESULTADOS E DISCUSSÃO Os resultados obtidos estão descritos no artigo submetido para publicação em
Journal of Biomedical Optics, conforme recibo de submissão (anexo II). Uma
reprodução do artigo conforme submetido segue no anexo III, onde os resultados
estão devidamente discutidos.
33
5 CONCLUSÃO
• A TCO, nos dois comprimentos de onda, demonstra claramente a capacidade
de penetração através da dentina, podendo gerar imagens do remanescente
dentinário e da câmara pulpar;
• A TCO, nos dois comprimentos de onda, é capaz de medir quantitativamente
a espessura do remanescente dentinário;
• O comprimento de onda de 1280nm possui capacidade de profundidade de
penetração quase duas vezes maior que o comprimento de onda de 850nm.
34
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37
38
ANEXO II
Dear Dr. Gomes,
I am pleased to acknowledge receipt of your manuscript entitled "In Vitro imaging of
remaining dentin and pulp chamber by Optical Coherence Tomography: comparison
between 850nm and 1280nm," which you have submitted to be considered for
publication in the Journal of Biomedical Optics (JBO).
The manuscript control number for your paper is JBO 08372. Please refer to this
number in any correspondence.
You will be contacted as soon as the paper has been reviewed. You may check on
the status of this manuscript at any time by selecting the "Check Manuscript Status"
link after logging in at the following URL:
http://jbo.peerx-press.org/cgi-bin/main.plex
If you have any questions about your submission, please contact the editorial staff
using the "Send Manuscript Correspondence" link, or send an e-mail to
Thank you for submitting your work to the Journal of Biomedical Optics.
Sincerely,
Dr. Bruce J. Tromberg
Editor-in-Chief
Journal of Biomedical Optics
39
ANEXO III
In Vitro imaging of remaining dentin and pulp chamber by Optical
Coherence Tomography: comparison between 850nm and 1280nm
Déborah D. D. Fonsêca 1, Bernardo B. C. Kyotoku ², Ana M. A. Maia1, and
Anderson S. L. Gomes 1,2 1 Graduate Program in Odontology, Universidade Federal de Pernambuco, Recife, PE, Brazil. 2 Department of Physics. Universidade Federal de Pernambuco, Cidade Universitária 50670-
901, Recife, PE, Brazil. Phone: 55-81-21267636 Fax: 55-81-3271-0359. E-mail:
Abstract
This work reports the application of optical coherence tomography (OCT) to generate image
of remaining dentin and pulp chamber of in vitro human teeth. Bi-dimensional images of
remaining dentin and of the pulp chamber were obtained parallel to the long axis of the teeth,
by two OCT systems operating around 1280nm and 850nm, and compared with tomography
images using the i-CAT® Cone Beam Volumetric Tomography system as the gold standard.
The results demonstrated the efficacy of the OCT technique; furthermore, the wavelength
close to 1280nm presented greater penetration depth in the dentine than 850nm, as expected
from scattering and absorption coefficients. The OCT technique has great potential to be used
on clinical practice, preventing accidental exposure of the pulp and promoting preventive
restoration treatment.
Keywords: Optical Coherence Tomography, Diagnostic Imaging, Dentin, Dental Pulp Cavity.
40
Introduction
The success of the dental treatment, particularly restoration, depends on the integral
knowledge of the properties, structure and function of the complex to dentin-pulpar, which
constitutes the necessary biological basis for taking clinical decisions. Despite the differences
in structure and composition, pulp and dentin are integrally connected in the sense that
physiologic and pathologic reactions in one of the tissues will also affect the other. The two
tissues have common embryonic origin, and they also remain in an intimate relationship
throughout the life of the vital tooth. Anything that affects dentin will affect the pulp and vice-
versa [1].
Many factors are involved in the pulpal response, such as citotoxicity of the dental
material, application method of the restorative material, and presence of bacteria. However, it
seems that the effects of a restorative preparation, patient age, and remaining dentin thickness
between cavity floor and pulp tissue play an important role in the intensity of pulpal response
and stimulation of tertiary dentin deposition [2].
In addition, during excavation procedures, cavity and crown preparation, the pulp may
be accidentally exposed. Knowledge the configuration of the pulpal space and the pulp-dentin
complex morphology plays an important role to prevent iatrogenic or so-called accidental
exposures of the pulp. It is often difficult in clinical practice and with conventional image
technique such as X-ray, to identify the exact dimensions of the internal teeth anatomy [3].
To detect the depth of the dental cavity in relation to the pulpar chamber, the
professionals withhold information collected through the clinical examination - visual and
tactile inspection - and of the radiographic examination. These methods are subjective, taking
the professional, many times, to commit errors at the moment of the choice of the ideal
treatment. Moreover, the radiographic procedure possesses some limitations for presenting
41
overlapping of anatomical structures, for being a static method and emitting ionizing radiation
[4].
The Optical Coherence Tomography (OCT) consists of a new imaging technique for
diagnosis that produces bi- or three-dimensional pictures, with a few μm spatial resolution,
and has been widely used to study bio-tissues, as reviewed in reference [5]. This technique
was initially used in Ophthalmology [6], where it is well developed and clinically used, but is
has been continuously benefiting other areas such as Cardiology [7], Gastroenterology [8],
Dermatology [9] and Cellular Engineering [10]. In Dentistry, the first applications were
reported in 1998 [11], having been used for diverse purposes as characterization of
periodontal structures [12,13], recurrent caries’s detection of and marginal adaptation of
restorations [14] and precocious detention of oral cancer [15].
More recently, besides evaluation of enamel interface restoration [14], also early caries
diagnostics [16], and the analysis of the performance of the dental materials [17,18] have been
studied and reported by our group. In 2006, Kauffman et al. performed the first OCT image of
dental pulps using rat’s teeth [19].
The key elements of an OCT setup include a broadband light source, whose spectral
width limits the axial spatial resolution; an interferometer, which generally employs a
Michelson design containing in one of the arms the sample and in the other arm a delay line
and an optical detector, whose signal output is electronically treated and fed to a computer for
the image generation. Two domains can be exploited for implementation of an OCT system:
the time domain or the spectral domain (SD-OCT). In the time domain, the optical delay line
arm basically consists of either a movable arm or a Fourier domain delay line [20]. In the
spectral domain, there are no movable parts in the interferometer arms (except for lateral
displacement of the beam on the sample), and the recombined beams from the interferometer
are sent to a spectrometer and is Fourier analyzed. It has been shown that spectral domain
42
OCT (SD-OCT) has several advantages over the time domain OCT, including sensitivity [21]
and fast acquisition data, and since the first report on imaging implementation using SD-OCT
[21] its use has been widespread.
This work reports the first research comparing images obtained by OCT of the
complex dentin-pulp of in-vitro human teeth, using two different wavelengths in the near-
infrared, and also using a conical beam tomography as the gold standard. The results are
compared and the conclusion that OCT at around 1280nm performs better than at 850nm is
obtained, besides corroborating the feasibility of OCT for potential clinical use to prevent
accidental exposure of the pulp and to promote preventive restoration treatment.
Materials and Methods
The experimental study was carried out in accordance with the ethical guidelines in
research with human participants by Center of Health Sciences, Universidade Federal de
Pernambuco, Brazil.
Two higid molar from humans were used in this research. The teeth had been gotten in
the Tooth Bank of the Universidade Federal de Pernambuco and stored in physiological
serum. The occlusal surfaces of the teeth were prepared with the perpendicular carbide bur
along the axis of the teeth producing a plane on that surface. These surfaces were manually
polished with wet 400, 600- and 1200- water sandpaper sheet with irrigation.
Wear was performed perpendicular to the long axis of teeth creating a plane on
occlusal surface. The wear stopped until the occurrence of minimal cavity pulpal exposure. To
perform OCT imaging of teeth, we used two home built OCT systems, whose schematic
diagrams are shown in figure 1. Figure 1(a) shows the schematic of the SD-OCT system
operating at the wavelength of 850nm. The broadband source is a superluminescent diode
43
(Broadband SLD Lightsource S840, SUPERLUM, Moscow, Russia) delivering up to 25mW
and with a 49,9nm bandwidth, which gives an axial resolution of 6µm. After traveling
through the all-fiber beam splitter, the reflected beams from the sample and mirror are
recombined and sent through a purpose designed spectrometer consisting of a lens collimator
system, 1200 l/mm grating and CCD (ATMEL, 2048 pixels, 12 bits, California - United
States). The maximum incident power on the sample was approximately 5mW. The output is
sent to a personal computer with a LabView based imaging program.
Figure 1(b) shows the schematic of the time domain OCT system operating at the
central wavelength of 1280 nm, maximum average power 5mW, delivered by a
superluminescent diode (model SLD-571, SUPERLUM, Moscow, Russia), with a 64.6 nm
bandwidth, which represents an axial resolution of 11µm. As with the system in figure 1(a),
an all-fiber beam splitter is used, but in this case the delay line is a Fourier domain delay line
[20] consisting of a grating and a scanning galvo. The recombined beams are fed into a
photodetector and associated electronics, and the output is sent to a personal computer with a
LabView based imaging program.
(a) (b)
Figure 1 – Schematic diagram of the optical coherence tomography system. (a) SD-OCT operating at 850nm (b) Time domain OCT operating at 1280nm with a Fourier domain delay line.
44
The images of the remaining dentin thickness and pulp chamber were taken by
scanning the oclusal surface in a vestibule-lingual direction. The laser penetrated into the
teeth structure and a tomographic image of the frame, parallel to the axis of teeth was
obtained.
After the image construction by OCT (1280nm and 850nm), the teeth were
tomographically analyzed using the i-CAT® Cone Beam Volumetric Tomography (CBVT)
imaging system (Imaging Sciences International, LLC – Pennsylvania/USA), which radiates
from an X-ray source in a cone shape, encompassing a large volume with a single rotation
about the sample. This tomography system is a new technology used to analyze both double
jaw anatomy in patients by dentistry when more accuracy is required on complementary
exams. The CBVT produces volume imaging in an easier and faster way than conventional
medical CT (computed tomography) [22]. The scan offers times at 10, 20 and 40 seconds,
with standard reconstruction taking less than 30 seconds, providing dentists with near-instant
data for the best possible patient diagnosis, treatment and surgical predictability. The pictures
obtained are then reconstructed using algorithms to produce 3-dimensional images at high
resolution. Using the i-CAT® software, it was possible to generate sliced 2-D images with
thickness of 0.12mm (limited by the instrument resolution) eliminating the problem of
superposition, and these images were then compared to the OCT images.
Results
For comparison purposes, we first show in figures 2 (a) and (b) images by i-CAT®
CBVT of the pulp chamber region studied. The white area is the dentin part whereas the pulp
chamber region is the dark area inside, identified as D and PC, respectively. The square
region marked is the zoom region shown in figure (b). The dimensions in figures 2(a) and (b)
45
are shown by the scales. This figure shows a remaining dentin thickness of approximately
120μm, which was thick enough to avoid pulpar exposition.
(a) (b)
Figure 2. (a) and (b). i-CAT® Cone Beam Volumetric Tomography image of the dentin and pulp chamber studied. (a) 0,12mm slice longitudinal of the tooth and (b) zoom 400% at the dentin-pulp interface.
The OCT images at the wavelengths of 1280nm and 850nm for the zoomed in region
shown in the i-CAT® CBVT image of figure 2(b) are seen in figures 3 (a) and (b),
respectively, which also show the structural components of the pulp-dentin complex. The
structures in the OCT images are distinguished due to the different gray levels (or blue levels,
in the case of the 850nm system), where the contour of the chamber to pulp appears whiter
(highest scattered intensities) and the dentin with the darker level (lowest scattered intensity).
Those structures are clearly delineated due to influence of the structure of the biological
components with distinct refractive indices, which backscatters light in very different ways.
No pulp exposition is observed, as confirmed by the i-CAT® CBVT, and comparing figures
2(b), 3(a) and (b), it clearly demonstrates the capacity of quantitative measurement by the
OCT with remaining dentin thickness measured as almost 120μm. Notice that the
measurements in the OCT value showed on the scale must be divided by the refraction index
46
of dentine ~1,5 [11]. The black transversal region indicated by the arrow in figure 3(a) is an
artifact.
(a) (b)
Figure 3. OCT images of the Dentin (D) and pulp chamber (PC) corresponding to the i-CAT® Cone Beam Volumetric Tomography image of figure 2(b). (a) OCT at 1280nm and (b) OCT at 850nm. The black transversal region in 3(a) is an artifact (indicated by the arrow).
Figure 4 shows an image where the exposition of the pulp cavity is clearly seen.
Figure 4(a) is the i-CAT® CBVT image section, figure 4(b) the OCT at 1280nm and fig. 4(c)
the OCT at 850nm. Once again, the dentin (D) and the pulp chamber (PC) are clearly
delineated in the OCT image. The pulp exposition site (PE) is seen as a discontinuity at the
dentin surface, which is the homogenous white line of high intensity. The OCT images shown
allow the direct measurement of the observed region depth.
47
(a)
(b) (c)
Figure 4. Dentin (D); Pulp chamber (PC); site of pulpal exposure (PE). (a) i-CAT® Cone Beam Volumetric Tomography image of pulp-dentin complex; (b) OCT 1280nm image of pulp-dentin complex; (c) OCT 850nm image of pulp-dentin complex.
In order to verify the maximum depth which could be achieved for each OCT system,
we carried out a series of measurements whereby the studied dentin region was being reduced
by polishing until the pulp could be identified. The scale shown in the figures 5 (a) and (b)
clearly demonstrate the capacity of quantitative assessment of the OCT, as well as the
maximum penetration depth of the radiation inside of the dentin region. Comparing the
measurements of the deeper ceiling of the pulp chamber visualized at the two different
wavelengths (1280nm and 850nm respectively), the remaining measured dentin thickness was
approximately 1000μm at 1280nm and 600 μm at 850nm system. These values had already
been corrected for the dentin refractive index ~1.5 [11].
48
(a) (b)
Figure 5. Image of the deeper pulp ceiling visualized by the OCT. (PC) beginning of the contour of the pulpar ceiling; (D) Dentin. (a) – 1000μm visible depth of the pulp cavity at 1280nm. The black transversal region is an artifact (b) - 600μm visible depth of the pulp cavity at 850nm.
The deeper penetration depth of the light at 1280nm compared to 850nm is due to a
remarkable reduction of absorption and scattering coefficients of the dentin at 1280nm [23].
As a final example, figure 6 shows a superposition of three different images from OCT
at 1280nm, taken at the same sample, showing the view of the longitudinal slice detecting
cusps (C), dentine (D) and the vestibular and palatine pulp horn, where it is possible to
identify a remaining thin layer of dentin of roughly 260μm and 600μm (PC1 and PC2)
between the cavity floor and pulp chamber. This is another clear demonstration of the
potential of OCT for pulp chamber assessment.
49
Figure 6. OCT image superposition showing the Dentin (D) and pulp chamber (PC1 and PC2) with wavelength of 1280nm. Note the thin layer of remaining dentin about 260µm to PC1 and 600µm to PC2.
Discussion
Citotoxicity of the dental material, deep cavity preparation and accidental exposition
of pulp tissue are factors that can be involved with the pulp irritation. The OCT is a new
modality of image capable to diagnosis the complex dentin-pulp and to produce images
through the dentin substratum, being able to measure with precision the distance between the
endings of the cavity to pulp chamber. OCT provided images into reminiscent dentinal to pulp
cavity of about 1000μm (1280nm) and 600μm (850nm) in depth.
Before any restoring procedure, care must be taken to properly evaluate and protect
the dentine and the pulp against physical, chemical and bacterial aggressions. The protection
strategies depend basically on the depth of the cavity, the age of the patient, the remaining
dentine thickness and the indicated restoring material. The depth is determined by the
remaining dentine thickness between cavity floor and the pulp chamber’s ceiling [24,25].
Remaining dentin thickness of 500µm should be enough to protect the pulp tissue against the
cytotoxic effects of dental materials [26] and remaining dentin thickness of 300µm may
50
provoke a persistent inflammatory pulpal response. As expected, these results show that the
greater the dentin thickness, minor the injuries suffered for the pulp [27].
The OCT is a potential image technique which may contribute to prevent accidental
pulp exposures in clinical practice and help pulp protection, by quantitatively determining the
remaining dentin, thus helping to make the excavation procedures more predictable and safe.
Conclusions
The OCT clearly demonstrate the capacity of quantitative assessment and penetration
of the radiation on the pulp chamber and the remaining dentin, compared with the scan in i-
CAT® Cone Beam Volumetric Tomography. In accordance with the results presented for the
OCT’s with wavelength of 1280nm and 850nm, the two techniques had presented
effectiveness. Furthermore, our experiment corroborated the depth of penetration almost two
times bigger for 1280nm OCT. OCT is a non-invasive and non-destructive technique, as a
consequence it possesses great potential to be used routinely in clinical practice for the
diagnosis of the complex dentine-pulp, preventing accidental exposure of the pulp and
promoting preventive restoration treatment.
Acknowledgements
The authors are thankful to the Boris Berenstein Clinic in Recife, PE, Brazil, and
especially to Prof. Marco Frazão for allowing the use of i-CAT® Cone Beam Volumetric
Tomography system, and helping with the analysis of the CBVT images. Financial support to
this work from CNPq, FACEPE and CAPES, Brazilian Agencies, are gratefully
acknowledged.
51
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