DE19614374A1 - Endoskopvorrichtung - Google Patents

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf Endoskope zur Untersuchung des Inneren eines Körpers, und im besonderen auf optische Faserendoskope.

Die Erfindung ist im besonderen für in Echtzeit, in vivo Messungen der Zilienschlagsfrequenz (CBF) eines menschlichen Fallopio Kanals während der Laparotomie oder der Laparoskopie nützlich. Die Erfindung ist im nachfolgenden unter Berücksichtigung einer solchen Anwendung beschrieben, es ist jedoch ohne weiteres klar, wie es auch im folgenden angezeigt wird, daß die Erfindung auch in anderen Anwendungen vorteilhaft angewendet werden könnte, im besonderen auf dem Gebiet der HNO (Hals, Nase, Ohr).

Zilien sind kleinste haarähnliche Anhängsel, mit einem Durchmesser von ca. 0.25 µm, welche aus Bündeln paralleler Mikrotubulie aufgebaut sind. Sie erstrecken sich von vielen Arten epithelartiger Zellen, und werden in den meisten tierischen Specien und in einigen niederen Pflanzen gefunden. Ihre primäre Funktion ist es, ein Fluid über die Oberfläche von Zellen zu transportieren, oder Zellen durch ein Fluid wandern zu lassen.

Die Beeinträchtigung der zilienhaften Aktivität bei Tieren kann Unfruchtbarkeit durch eine Interferenz zwischen der Eiaufnahme der Fimbrien und dem Transport durch die Fallopio Kanäle erzeugen. Aus diesem Grund kann die Auswertung des Zilienschlages als wertvolles Werkzeug zur Beurteilung und Behandlung unfruchtbarer Frauen dienen.

Ebenso ist das mucociliare System eines der wichtigsten Abwehrmechanismen der Luftwege, und die Kenntnis der Zilienschlagsfrequenz ist für das Verständnis dieses Systems wichtig. Arzneimittel oder Drogen, Allergien und Infektionen der oberen Atemwege sind dafür bekannt, die ziliare Mobilität zu beeinflussen.

Eine Anzahl von Techniken zur Bemessung und Beurteilung von CBF wird in der Literatur beschrieben. Eine bekannte Technik basiert auf dem Erfassung zurückgestreutem Lichts (von ziliaren Epithelen) und ist beschrieben in Lee WI, Verdugo P. Laser Scattering Spectroscopy: A New Application in the Study of Ciliary Activity. Biophys J 1976; 16 : 1115- 9.

Ein Problem bei der Echtzeit Messung der ziliaren Bewegung, im besonderen bei der Rückstreulicht Technik, sind jedoch die unerwünschten niedrigen Störfrequenzsignale, verursacht durch die Atmungs- und Herzschlagsbewegung des Patienten und durch Bewegungen des Chirurgen. Diese Artefakte reduzieren den Signal/ Rauschverhältnis erheblich.

Eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, ein verbessertes Endoskop zur Untersuchung des Inneren eines Körpers zu schaffen, welches auf der Erfassung zurückge­ streutem Lichts des Inneren des untersuchten Körpers basiert. Eine andere Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, ein verbessertes Endoskop zu schaffen, welches im besonderen bei der Messung und Beurteilung von CBF in Echt­ zeit nützlich ist, jedoch auch in anderen Anwendungen ge­ nützt werden kann.

Gemäß der vorliegenden Erfindung ist ein Endoskop zur Untersuchung des Inneren eines Körpers zu schaffen, welches aufweist: ein langes schlankes Rohr, welches mit einer Sondenspitze am einen Ende in den zu untersuchenden Körper einsetzbar ist; erste, zweite und dritte optische Fasern, welche sich durch das Rohr zur Sondenspitze erstrecken; eine Lichtquelle am gegenüberliegenden Ende des Rohres, welche mit der ersten optischen Faser zur Übertragung des Lichts in den Körper durch die Sondenspitze ausgerichtet ist; Lichtdetektoren am gegenüberliegenden Ende des Rohres, einer in Ausrichtung mit sowohl einem der zweiten als auch dritten optischen Fasern, zum Empfang des Lichts, das durch das Innere des Körpers zurückgestreut und dort hindurch übermittelt wird; und wenigstens eine differentielle Meßeinrichtung zur differentiellen Messung des Ausgangssignals der beiden Detektoren, beispielsweise zur wesentlichen Eleminierung von Artefakten und zur Erhöhung des Signal/Rauschverhältnises.

Nach weiteren Merkmale der bevorzugten Ausführungsform der Erfindung wie im folgenden beschrieben, hat die erste optische Faser einen kleinen optischen Kern, so daß sie wie eine Singlemode-Faser arbeitet; die zweite und dritte optische Faser haben einen größeren optischen Kern als die erste optische Faser und arbeiten als Multimode-Fasern.

Gemäß der vorhergehenden Merkmale ist ein Endoskop ausgebildet, welches die Bewegungsartefakte, auf Grund von Atem- und Herzschlagsbewegungen des Patienten und Handbewe­ gungen des Chirurgen, erheblich reduzieren kann. Durch die Verwendung zweier aufnehmender optischer Fasern, tendieren die Bewegungsartefakte dazu beide optische Fasern in gleicher Weise zu beeinflussen, somit kann diese durch die Differentialbehandlung der Messungen ausgelöscht werden; auf der anderen Seite erzeugen Fluktuationen, die aus ziliaren Bewegungen resultieren, die in zwei unterschied­ lichen kohärenten Bereichen nachgewiesen wurden, unkorrelierte fluktuierende Signale, und tendieren so zur Erhöhung des Signals. Zusätzlich erzeugt der Gebrauch von Singlemode-Fasern mit sehr geringem Kerndurchmesser ein Lichtintenstätsprofil sehr ähnlich einem glatten Gaußschem Profil, unabhängig der Faserbiegung, und tendiert dabei zur Vermeidung von Fleckenmusterfluktuationen der Faserbewegungen. Die niedrige Kohärenz des zurückgestreuten Lichts wird nicht signifikant durch die Biegung der Multimode-Fasern beeinflußt.

Weitere Einzelheiten, Merkmale und Vorteile der Erfindung ergeben sich aus der nachfolgenden Beschreibung einer Ausführung der Erfindung anhand der Zeichnungen.

Es zeigt:

Fig. 1 ein Blockdiagramm, welches eine Form einer Endoskopvorrichtung zur Untersuchung des Inneren eines Körpers erfindungsgemäß darstellt;

Fig. 2 ein Blockdiagramm, welches die elektronische Schaltung in der Vorrichtung von Fig. 1 darstellt;

Fig. 3 eine endoskopische Sonde in der Vorrichtung von Fig. 1 mit weiteren Einzelheiten;

Fig. 4 eine Sondenspitze in dem Endoskop von Fig. 3 mit weiteren Einzelheiten;

Fig. 5 eine vergrößerten Schnittdarstellung zur näheren Veranschaulichung des Endes der Sondenspitze in dem Endoskop von Fig. 3 und 4;

Fig. 6 ein Endoskop, welches zur Messung der CBF im Mittelohr vorgesehen ist;

Fig. 7 eine vergrößerte Teilansicht der Sondenspitze in dem Endoskop von Fig. 6 mit weiteren Einzelheiten;

Fig. 8 ein Endoskop, welches zur Messung der CBF in den Atemwegen vorgesehen ist; und

Fig. 9 ein Beispiel eines Displays aufgrund von CBF Messungen beim Gebrauch der Vorrichtung aus Fig. 1.

Die Vorrichtung, die in den Zeichnungen dargestellt ist, ist besonders nützlich zur Messung von CBF (ciliary beat frequency) in der Laparoskopie oder der Laparotomie (Fig. 2 und 3), oder im Mittelohr (Fig. 6 und 7) oder in den Atemwegen (Fig. 8).

Wie in Fig. 1 gezeigt, enthält die Vorrichtung ein Endoskop in Form eines langen, schlanken und starren Rohres 2, welches an einem Ende in den zu untersuchenden Körper einsetzbar ist. Das gegenüberliegende Ende des starren Rohres 2 ist mit Hilfe einer flexiblen Hülse 4 mit einer Lichtquelle verbunden, um das Innere des zu untersuchenden Körpers zu beleuchten, und mit einem Lichtmeßkreis 8 zur Messung des zurückgestreuten Lichts vom Inneren des untersuchten Körpers.

Die Lichtquelle 6 ist ein Laser. Sie ist mittels einer Faserkupplung 10 an das Ende der Singlemode-Faser 11 angekoppelt, welche sich mittels der flexiblen Hülse 4 in das Endoskop 2 erstreckt, um das Licht vom Laser in den zu untersuchenden Körper zu übertragen. Das Endoskop 2 und die flexible Hülse 4 beinhalten zwei weitere optische Fasern 12, 13; dies sind Multimode-Fasern und sie sind mit dem Lichtmeßkreis 8 zur Übertragung des dorthin zurückgestreuten Lichts von der untersuchten Region verbunden.

Der Lichtmeßkreis 8 ist in Fig. 2 mit weiteren Einzelheiten dargestellt. Er weist auf: zwei Lichtdetektoren 14, 16 einer für je einen der beiden lichtsammelnden Fasern 12, 13; zwei Vorverstärker 18, 20 zur Vorverstärkung des Ausgangssignals der zwei Lichtdetektoren 14, 16; und einen Differentialverstärker 22 zum Empfang des verstärkten Ausgangssignals der zwei Lichtdetektoren. Das Ausgangssignal des Differential­ verstärkers 22 entspricht folglich der momentanen Differenz Lichtmenge, welche von den zwei Lichtdetektoren 14, 16 von ihren jeweiligen Sammelfasern 12, 13 empfangen wird.

Das Ausgangssignal des Differentialverstärkers 22 wird in den Bandpaß Filter und die Kontrollverstärkungseinheit 24 eingespeist, um die Frequenzbandbreite der typischen Zilienschläge (0.5-30 Hz) zu verstärken. Die Verstärkung von Einheit 24 wird durch ein variables Verstärkungspotentiometer 26 (Fig. 1) kontrolliert. Wie weiterhin in Fig. 1 gezeigt, wird das Ausgangssignal des Lichtmeßkreises 8 über einen analog-digital Wandler 28 in einem digitalen Prozessor 30 zur Bearbeitung und zur Anzeige in eine Anzeigeneinheit gespeist.

Der Laser 6 ist bevorzugt ein leistungsschwacher 2 mW He-Ne Laser, oder ein Farblaser. Er ist durch eine Singlemode-Faser-Kupplung 10 mit der Singlemode-Lichtleit- Faser 11 gekoppelt, welche von der flexiblen Hülse 4 in das Endoskop 2 führt. Die Fig. 3 bis 5 zeigen den Aufbau des Endoskops mit weiteren Einzelheiten.

Wie insbesondere in Fig. 5 gezeigt, enthält das Endoskop 2 ein langes äußeres Rohr 30, bevorzugt aus rostfreiem Stahl, welches die drei optischen Fasern 11, 12 und 13 umschließt. An der Sondenspitze 2a sind die Fasern in Epoxydharz 32 eingebettet, dessen Stirnfläche glatt bearbeitet ist. Die Sondenspitze ist somit abgedichtet um Leckluft zu vermeiden und ist sterilisierbar.

Die Lichtleit-Faser 11 ist eine Singlemode-Faser, mit einem inneren Kern 11a (Fig. 5) von sehr geringem Durchmesser, einer äußeren Beschichtung 11b, und einer äußeren Hülle (in Fig. 5 nicht gezeigt). Auf der anderen Seite beinhalten die zwei Sammelfasern 12, 13 Kerne großen Durchmessers 12a und 13a, Beschichtungen 12b und 13b, und äußere Hüllen (in Fig. 5 nicht gezeigt). Alle drei Fasern erstrecken sich bis an das Ende des starren Rohres, wobei sie die Sondenspitze bilden, die in die untersuchte Region einsetzbar ist, wobei die Sondenspitze eine ebene, optisch glatt bearbeitete Stirnfläche hat (Fig. 5). Wie in Fig. 4 gezeigt, sind die drei optischen Fasern 11, 12 und 13 an ihren Enden von ihren Hüllen befreit, so daß nur ihre Kerne und Beschichtungen exponiert und an den Stirnflächen (Fig. 5) der Sondenspitze 2a bei einander angeordnet sind.

Der Durchmesser des Kerns 11a ist so klein, daß er nur die niedrigste transversale Laserart aufrechterhalten kann. Unter diesen Bedingungen ist das Laserintensitätsprofil nahe an einem glatten Gaußschem Profil und ist unabhängig von der Faserbiegung. Auf der anderen Seite sind die Kerne der beiden, das zurückgestreuten Licht aufnehmenden Fasern 12 und 13 von wesentlich größerem Durchmesser und haben eine relativ hohe numerische Apertur (z. B. 0.316), so daß sie als Multimode-Fasern dienen. Sie sammeln einen großen Teil des gestreuten Lichts und übertragen dieses Licht zu ihren jeweiligen Lichtdetektoren 14 und 16.

Jeder Lichtdetektor 14, 16 ist vorzugsweise eine Photo­ diode und enthält einen Filter 14a und 16a (Fig. 2) mit enger Bandbreite, um nur die Wellenlängen des Lasers 6 hin­ durchzulassen, wobei die Effekte der chirurgischen Umgebung oder anderes externes weißes Licht, das nicht vom Laser hervorgebracht wurde, eliminiert werden.

Wie früher erläutert, werden durch den Gebrauch von zwei optischen Sammelfasern die Artefakte reduziert, die durch Atmungs- und Herzschlagsbewegungen des Patienten und Handbewegungen des Chirurgen oder Arztes hervorgerufen werden, wenn solche Bewegungen beide optische Fasern in der selben Weise beeinflussen würden, und somit dazu tendieren, von dem Differentialverstärker 22 herausgelöscht zu werden. Auf der anderen Seite werden Fluktuationen, resultierend aus der ziliaren Bewegung, von zwei Sammelfasern in zwei verschiedenen Laser-Kohärenzfeldern nachgewiesen, welche wahllos sind und deshalb nicht ausgelöscht werden. Als Ergebnis wird ein relativ hohes Signal/Rauschverhältnis am Ausgangssignal des Differentialverstärkers 22 erzeugt.

Als ein Beispiel kann das starre Stahlrohr 30 des Endoskops 2 einen äußeren Durchmesser von 5 mm und einen inneren Durchmesser von 4 mm aufweisen; die Lichtleit-Faser 11 kann einen Kerndurchmesser von 4 µm, und einen Durchmesser der Beschichtung von 125 µm und einen Hülsen­ durchmesser von 250 µm aufweisen; und jede der zwei Sammel­ fasern 12, 13 kann einen Kerndurchmesser von 100 µm, einen Durchmesser der Beschichtung von 200 µm, und einen Hülsen­ durchmesser von 1000 µm aufweisen. Die Länge des starren Rohres 30, aus rostfreiem Stahl, des Endoskops 2 kann 35 cm betragen, und die Länge der flexiblen Hülse 4, die das Endoskop 2 zu dem Laser 6 und dem Lichtmeßkreis 8 verbindet, kann ca. 1,5 m betragen.

Die Fig. 6 und 7 stellen eine Modifikation in der Bauweise des Endoskops dar, hierin mit 102 bezeichnet, wobei es besonders nützlich für CBF Messungen im Mittelohr ist. Diese Bauweise beinhaltet ebenso die drei optischen Fasern 111, 112 und 113, welche innerhalb des starren Rohres 102 umschlossen sind. Hier jedoch ist das Ende des Rohres 102, welches die Sondenspitze 102a bildet, im Durch­ messer reduziert, z. B. auf ca. 1 mm um so das Einsetzen durch ein Loch in einen Knopf, eingesetzt in die Ohrmembrane, zu erleichtern, und um Flüssigkeit abzulassen, welche sich während Ohrinfektionen häufig bei wachsenden Kindern ansammelt.

Fig. 8 stellt ein Endoskop dar, welches besonders nütz­ lich zur Messung von CBF in den Atemwegen ist. Dies bein­ haltet ebenso die drei optischen Fasern 211, 212 und 213, wie vorstehend beschrieben, außer daß sie in eine flexible Röhre 202 zur Einsetzung in die Atemwege umschlossen sind, oder durch den Kanal des flexiblen Endoskops 202a.

Die Filter 14a und 16a vor den Lichtdetektoren 14 und 16 (Fig. 2) können eine maximale Übertragung bei 633 nm aufweisen, wobei die Wellenlänge des He-Ne Lasers 6 zur Eliminierung der Effekte des Umgebungslichts eingestellt ist. Der Differentialverstärker 22 kann eine strenge Hoch­ paßfrequenzbegrenzung bei 0,5 Hz aufweisen, um eine Über­ steuerung des Verstärkers aufgrund langsamer Bewegungen zu vermeiden.

Der Prozessor 30 kann ein Personal-Computer sein, welcher die Ausgangssignale des Analogdigitalwandlers 28 aufnimmt, bezüglich der benützerspezifizierten Abtastparameter, und die Daten im Computerspeicher in direkten Speicherzugriffsmodus verwaltet. Das ermöglicht es die Daten gleichzeitig anzusammeln und zu verarbeiten. Benützergewählte Parameter würden beinhalten: Durchschnitt­ liche Zeit (in Minuten), die Anzahl der Abtastpunkte N (z. B. 32, 64, 128, 256, oder 512), und die maximale Frequenz (Perioden pro Sekunde). Die maximale Frequenz (F_max) bestimmt die Abtastrate, welche auf 2×F_max festge­ setzt ist. Für jedes Feld von N abgetasteten Datenpunkten, Fouriertransformationen und Quadrigen ergibt sich das Leistungsspektrum von allen Frequenzen bis zu F_max. Eine größere Anzahl von Abtastpunkten N ergibt eine gleiche Gesamtform des Leistungsspektrums bei höherer Frequenzauf­ lösung, aber offensichtlich dauert die Erfassung und Berechnung länger, und dadurch ergibt sich eine langsamere Echtzeitantwort für den Anwender. Die durchschnittliche Zeit bestimmt, wieviele verschiedene Leistungsspektren im endgültigen Leistungsspektrum gemittelt werden.

Um die Empfindlichkeit von CBF Messungen, und den Effekt von Sondenbewegungen und die Nähe zur Oberfläche nachzuweisen, wurden zuerst Experimente in vitro an oberen menschlichen Atmungstraktzilien durch einen nasalen Abstrich vorgenommen, oder durch Stücke von Luftröhren aus Hühnern, die in ein Medium getaucht wurden. Die photometrische Mikroskopie diente als Referenzmethode, wobei Beobachtungen des Laserinstruments unter gut kontrol­ lierten Bedingungen durchgeführt wurden.

In der zweiten Stufe der Studie wurden Messungen an ausgeschnittenen menschlichen Eileitern durchgeführt, die während vollkommener abdominaler Hysterektomie entfernt wurden, und in ein Gewebskulturmedium (Ham′s F-10) gegeben wurden. Die CBF Messungen wurden innerhalb weniger Minuten, nachdem die Tuben entfernt wurden, durchgeführt, da ein Verfall in CBF als Funktion der Zeit beobachtet werden konnte. Es wurde ebenso beobachtet, daß die CBF rapide zer­ fallen sind, wenn die Temperatur des Mediums anstieg. Opti­ male Ergebnisse erhielt man, wenn die Sonde vorsichtig die Fimbria berührte, und wenn die Sonde in die Ampulla einge­ setzt wurde, ohne die Eileiterwände zu drücken.

Die Parameter, die einen optimalen Signal/Rauschverhältnis mit schneller Ansprechzeit ergaben, wurden festgestellt mit: Durchschnittszeit von 0,6 Minuten, 128 Abtastpunkte, und eine maximale Frequenz von 20 Hz, ergaben eine Anzeige von auf den neuesten Stand gebrachten Spektren alle 3,2 Sekunden, und eines endgültigen Leistungsfrequenzspektrums gemittelt für 11 Spektren. 9 CBF Messungen von Fimbrien ausgeschnittener menschlicher Fallopienröhren wurden mit diesen Parametern gemacht. Der gemittelte ± SEM Wert für die CBF betrug 5.9 ± 0.5 (4,7- 8.4) Hz.

In der nächsten Stufe der Studie wurden CBF von intakten menschlichen Eileitern gemessen. Die Messungen wurden nur in menstruierenden Frauen vorgenommen, bei denen eine Laparotomie oder eine Laparoskopie vorgenommen wurde. CBF Messungen wurden in 65 Fällen während einer Laparotomie in 13 Fällen während einer Laparoskopie und in 9 Fällen während eines Kaiserschnittes vorgenommen. In 49 Fällen aus der Laparatomiegruppe wurde eine vollkommenen abdominale Hysterektomie aufgrund von uterinen Myomen vorgenommen. In 16 Fällen war die Indikation für Laparatomie ein ovarianer Tumor, wobei eine ovariane Zystektomie vorgenommen wurde. Die Indikation für 7 Laparoskopien war tubale Sterilasation, und für 6 Laparoskopien Unfruchtbarkeitsuntersuchungen.

Die gemittelte ± SD (Standard deviation, Standardabweichung) von 142 CBF Messungen in der Fimbria betrug 5,45 ± 1,3 Hz, und in 73 Messungen in der Ampulla 4,95 ± 1,7 Hz, P (probability, Wahrscheinlichkeit) < 0,05.

Fig. 9 stellt die Ergebnisse entsprechend der Angezeige auf dem Computermonitor (32, Fig. 1) dar, welche man während einer Laparoskopie von einer der untersuchten Frauen (Fall Nr. 2) erhielt, wobei in Fig. 9 die angegebenen Parameter benützt wurden. Die offensichtliche Frequenzspitze bei ungefähr 4,7 Hz, durch den Cursor hervorgehoben, korrespondiert zur CBF.

Die beschriebene Methode wurde ebenso zur Untersuchung der mukoziliaren Aktivität in vivo von 17 Patienten mit einem abweichenden nasalen Septum benützt, 7 Patienten mit allergischer Rhinithis, und 17 gesunde Personen. In dieser Studie wurden Patienten, die unter purulentem Ausfluß aus der Nase litten, nicht untersucht. Die gesunden Personen waren Patienten, die in der ambulanten Klinik untersucht wurden, ohne jegliche nasale Beschwerden.

Der Patient saß entspannt auf einem aufrechten Stuhl gegenüber dem Untersuchenden. Es wurde keine lokale Anäs­ thesie vorgenommen, um keinen Effekt auf die ziliare Akti­ vität vorzunehmen. Die Sonde wurde in jedes Nasenloch unter visueller Inspektion geführt, wobei ein Sonogramm der vorderen unteren Grenze nach Caudal vorgenommen wurde. Optimale Signale wurden erhalten, wenn die Sonde sanft die nasale Mukosa berührte ohne die nasalen Wände zu drücken, welche mechanisch den Zilienschlag beeinträchtigen könnten. Die jeweilige Untersuchungszeit lag zwischen 0,4 bis 0,6 Minuten.

Der gemittelte ± SE von CBF Messungen in normalen Fällen war 7,7 ± 0,5 Hz. Der gemittelte CBF in Fällen mit allergischer Rhinitis war 5,1 ± 0,2 Hz (t=2,7 P<0,05) und in Fällen von Nasescheidewandkrümmungen 5,4 ± 0,3 Hz (t=2,7 P<005).

Die Erfindung wurde in bezug auf CBF Messungen während einer Laparoskopie oder Laparatomie, in den Bronchien oder Trachäen, oder im Mittelohr, vorgenommen, wobei es ohne weiteres klar ist, daß die Erfindung auch in vielen anderen Anwendungen genützt werden könnte.

Claims (10)

1. Endoskopvorrichtung zur Untersuchung des Inneren eines Körpers, die aufweist:
ein langes schlankes Rohr (2) mit einer Sondenspitze (2a) an dem einen Ende, einsetzbar in den zu untersuchenden Körper;
erste, zweite und dritte optische Fasern (11, 12, 13), die sich durch das Rohr zur Sondenspitze erstrecken;
eine Lichtquelle (6) am gegenüberliegenden Ende des Rohres, welche mit der ersten optischen Faser ausgerichtet ist, um Licht in den Körper über die Sondenspitze zu übertragen;
Lichtdetektoren (14, 16) am gegenüberliegenden Ende des Rohres, wobei einer in Ausrichtung mit je einer der zweiten und dritten optischen Fasern ist, um Licht zu empfangen, das dort hindurch zurückgestreute Licht aus dem Inneren des Körpers zu übertragen;
und wenigstens einer differentiellen Messeinrichtung zur differentiellen Messung des Ausgangssignals der beiden Detektoren, beispielsweise zur wesentlichen Eliminierung der Artefakte und zur Erhöhung des Signal/Rauschverhältnises.

2. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die erste optische Faser einen kleinen optischen Kern (11a) aufweist, so daß sie wie eine Singlemode-Faser arbeitet.

3. Vorrichtung nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß die zweite und dritte optische Faser längere optische Kerne (12a, 13a) als die genannte erste optische Faser aufweist, und wie Multimode-Fasern arbeiten.

4. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 3, gekennzeichnet durch einen Schmalbandfilter, der sich vor jeden Lichtdetektor befindet, um Licht auszufiltern, das nicht von der genannten Lichtquelle stammt.

5. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß die optischen Fasern in ein Epoxydharz an der Sondenspitze eingebettet sind.

6. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß sich die drei genannten optischen Fasern durch das Rohr zur Lichtquelle und Detektoren er­ strecken, und von einer flexiblen Hülse (4) umschlossen sind.

7. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, daß das Rohr aus rostfreiem Stahl ist.

8. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, daß das Rohr einen äußeren Durchmesser von bis zu 5 mm hat.

9. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, daß das Rohr im Durchmesser auf die genannte Sondenspitze reduziert ist.

10. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß das Rohr aus einem flexiblen Material besteht.