描述
本发明涉及一种用于确定植入式血管支持系统的区域中的流体中的声速的方法、用于确定植入式血管支持系统的区域中的流体中的声速的系统以及可植入的血管支持系统。本发明尤其用于(完全)植入式左心脏支持系统(lvad[左心室辅助装置])。
心脏支持系统的实际循环血容量的知识在医学上非常重要，特别是对于调节(植入式)支持系统而言。
因此，正在进行将基于超声的体积流量测量技术整合到支持系统中的工作。超声多普勒测量可用作测量方法，其中仅需要单个超声换能器作为发射器和接收器元件，这主要节省了植入物中的安装空间。可以基于由于多普勒效应而造成的频移来计算流速：
其中δf是产生的多普勒频移，f0是发射的超声脉冲的频率，v是介质的流速，c是介质中的声速，并且α是超声路径与主流动方向之间的角度。
在(心脏)支持系统中，将确定v，α一般已知，并且f0已知。声速c仅是近似已知的，并且取决于血液的组成和特性。对于高测量质量，因此，需要通过测量明确地确定血液中的声速c。
本发明的任务是指定方法并提供系统，通过所述方法和系统可确定流体中的声速，特别是植入式血管支持系统的区域中的血液的声速。
此目标是由权利要求1中指定的方法和权利要求8中指定的系统实现的。本发明的有利实施例限定在从属权利要求中。
根据权利要求1，在此提出了一种用于确定植入式血管支持系统的区域中的流体中的声速的方法，所述方法包括以下步骤：
a)借助于超声传感器传输超声信号，
b)在至少一个声反射器上反射所述超声信号，所述至少一个声反射器布置在所述超声传感器的视场中并且在至少距所述超声传感器或距另一个声反射器的限定距离处，
c)接收反射的超声信号，
d)使用所述反射的超声信号确定所述流体中的声速。
血管支持系统优选地是心脏支持系统，特别优选地是心室支持系统。所述支持系统定期用于支持人或患者(如适用)的心血管系统中的血液循环。支持系统可以至少部分地布置在血管中。血管例如是主动脉，特别是在左心脏支持系统中，或进入两个肺血管中的肺动脉干(truncuspulmonalis)，特别是在右心脏支持系统(优选主动脉)中。所述支持系统优选地布置在心脏的左心室的出口或左心室处。支持系统特别优选地布置在主动脉瓣位置中。
该方法优选地用来使用心脏支持系统中的超声来测量血液中的声速。所述方法可有助于确定从心脏的心室，特别是从心脏的(左)心室朝(完全)植入式(左)心室(心脏)支持系统的区域中的主动脉的流体流速和/或流体体积流量。流体经常是血液。声速优选地在流过支持系统的流体流或流体体积流量中确定。所述方法有利地使得有可能还高质量地特别是由植入式支持系统本身确定手术场景外血液中(doppler)测量所需的声速或流速。
通过在心脏支持系统的多普勒超声传感器的视场中集成一个或多个声反射器，特别是与附加分析算法(具体是附加的基于fmcw(频率调制方法)的分析算法)的增强结合，可以具体明确确定声速，使得基于多普勒的血流测量值的准确度不受声速的不确定性的影响。此处呈现的解决方案特别基于利用集成的多普勒体积流量传感器增强血管支持系统，其中，一个或多个反射器在距超声元件的限定距离处，使得可以基于超声元件与反射器之间的几何定义和已知行进距离以及测量的脉冲飞行时间和/或拍频来确定声速。
在步骤a)中，借助于超声传感器发射超声信号。为此目的，超声传感器优选地包括超声元件，其例如由于其振动而设计成发射一个或多个超声信号。压电元件对于超声元件是特别优选的。此外，超声传感器优选地对准，使得超声路径与流体的主流动方向之间的角度小于5°。如果超声传感器是以超声换能器配置成既用于发射超声信号又接收超声信号的方式设计，例如，超声元件可起发射器和接收器元件的作用，则也是有利的。发射的超声信号也可以被称为传输信号，并且通常具有特定频率和/或振幅。另外，传输信号还可被脉冲化或至少包括(im-)脉冲(对于脉冲飞行时间方法)。此外，传输信号可优选地受频率调制的影响，特别是用于确定拍频(对于fmcw方法)。
在步骤b)中，在至少一个声反射器上反射超声信号，所述至少一个声反射器布置在超声传感器的视场中，并且在距超声传感器和/或距另一声反射器的(预)定义距离处，所述另一声反射器也布置在超声传感器的视场中。超声传感器的视场通常由其发射特性确定或形成。声反射器优选地沿着支持系统的流动通道的内圆周周向地布置。至少一个声反射器优选地至少部分地突出到流体的流动路径或流体通过支持系统的流动通道中。此流动路径或通道可例如行进通过(入口)套管或由该套管形成。在这种情况下，特别优选的是，至少一个声反射器沿着套管的(内)表面周向地布置。超声传感器与声反射器之间的此限定距离优选地在5至35mm，特别是5至30mm的范围内。
至少一个声反射器可具有至少一个填充空气的腔。至少一个声反射器优选地被定向和/或对准，使得其在超声传感器方向上(仅)引起一个反射或(仅)引起反射。换句话说，至少一个声反射器被定向和/或对准，使得其尤其直接和/或仅朝向超声传感器反射入射超声波或信号。此外，至少一个声反射器优选地对准，使得反射器的表面平行于入射超声波面定向。优选地，至少一个声反射器是支持系统的部件，该部件与流体接触的另外部件(例如，通道内壁)分开。至少一个声反射器优选地安装或紧固到支持系统的通道内壁。
在步骤c)中，接收反射的超声信号。反射的超声信号优选地借助于超声传感器接收。接收的超声信号也可以被称为接收信号。特别地，如果指定了若干声反射器，则在步骤c)中也可以接收若干反射的超声信号。
在步骤d)中，使用反射的超声信号确定流体中的声速。为此，超声信号可以例如借助于支持系统的分析单元，特别是超声传感器来评估或分析。在这种情况下，可以执行基于(脉冲)飞行时间的方法和/或所称的基于fmcw的方法。
根据一个有利的实施方案，提出了在至少两个声反射器上反射超声信号，所述声反射器布置在距超声传感器的不同距离处。两个声反射器通常彼此具有(预)定义的距离。此距离优选地在1至10mm的范围内。通过使用在不同距离处的至少两个反射器，可以有利地进一步提高准确性，特别是因为超声换能器的阻抗调整层的声速的不确定性和可能存在于其上的组织沉积可以被补偿。
根据有利的实施例，提出了至少一个声反射器具有大于流体的最大声阻抗或小于流体的最低声阻抗的声阻抗。至少一个声反射器优选地具有与流体的声阻抗相差至少5mrayl的声阻抗。如果指定了若干声反射器，它们可具有彼此相同的声阻抗或不同的声阻抗。然而，所有存在的声反射器应具有声阻抗，所述声阻抗分别大于流体的最大声阻抗或小于流体的最低声阻抗。此外，至少一个声反射器优选地具有在2到80mrayl范围内的声阻抗。此外，至少一个声反射器优选地使用以下材料中的一种或多种形成：钛、医用不锈钢，例如mp35n、铂铱、nitinol。
此外，至少一个声反射器优选地具有比流体的最大反射系数大的反射系数。在这种情况下，声反射器的反射系数具体地定义为声反射器的材料与流体之间的边界层的反射系数。流体的反射系数特别定义为血细胞和血清之间的边界层的反射系数。如果指定了若干个声反射器，它们可具有彼此相同的反射系数或不同的反射系数。然而，所有存在的声反射器均应具有分别比流体的最大反射系数大的反射系数。至少一个声反射器的反射系数优选地在0.3至0.99的范围内。
根据一个有利的实施例，提出了将至少一个声反射器嵌入嵌入材料中。嵌入材料优选地具有与流体的声阻抗基本对应的声阻抗。例如，硅酮可以用作嵌入材料。还优选地，嵌入材料至少部分地、优选地完全包围面向流体的声反射器的表面。具体地，至少一个声反射器(使用嵌入材料)优选地嵌入平坦和/或平滑表面中。优选地，至少一个声反射器(借助于嵌入材料)嵌入到表面中，所述表面的最大斜率小于声反射器的外表面的最大斜率。
根据一个有利的实施方案，提出了使用基于(脉冲)飞行时间的分析算法来确定声速。换句话说，这特别意指使用基于(脉冲)飞行时间的分析算法来确定声速。基于脉冲时间的分析算法优选地根据至少在超声传感器与声反射器之间或在两个声反射器之间的限定距离和至少一个(测量的)信号飞行时间来确定声速。特别优选的是，信号飞行时间是基于互相关性确定的，特别是在传输脉冲(发射的超声信号的脉冲)与延迟飞行时间并在声反射器(所接收的反射的超声信号的脉冲)上反射的所接收脉冲之间。
根据一个有利的实施方案，提出了使用基于fmcw的分析算法来确定声速。换句话说，这特别意指基于fmcw的分析算法用于确定声速。fmcw是频率调制连续波的缩写。
基于fmcw的分析算法优选地根据至少在超声传感器和声反射器之间或在两个声反射器之间的限定距离、超声信号的频率变化和至少一个(产生的)拍频来确定声速。特别优选地，根据超声传感器与声反射器之间和/或两个声反射器的限定距离、频率斜坡的斜率和至少一个(产生的)拍频来确定声速。
优选地，拍频由基于fmcw的分析算法和/或为基于fmcw的分析算法确定。拍频也可以被称为差频和/或拍频。从超声传感器发射的超声信号(发射的信号)与超声传感器接收的反射超声信号(接收信号)的叠加，有利地确定拍频。通常，确定或待确定的拍频的数目对应于(超)声反射器的数目。此外，离散傅里叶变换(dft)或快速傅里叶变换(fft)可优选地用于确定拍频。
根据另一方面，提出了用于确定植入式血管支持系统的区域中的流体中的声速的系统，该系统包括：
-超声传感器，所述超声传感器布置在所述支持系统中或所述支持系统上，
-至少一个声反射器，所述至少一个声反射器布置在所述超声传感器的视场中，并且在至少距所述超声传感器或另一声反射器的限定距离处。
根据一个有利的实施方案，提出了将至少两个声反射器布置在距超声传感器的不同距离处。此外，对于所述系统，还优选将至少一个声反射器嵌入到嵌入材料中。
根据一个有利的实施方案，提出了指定存储基于脉冲时间的分析算法的分析单元。替代地或累积地，可以指定存储基于fmcw的分析算法的分析单元。所述分析单元优选地是所述支持系统的部件，特别是所述超声传感器的部件。此外，分析单元优选地配置成执行本文提出的方法。分析单元可具有存储器，其中存储基于脉冲飞行时间的分析算法和/或基于fmcw的分析算法。另外，分析单元可包括可以访问存储器的微处理器。处理单元优选地从超声传感器的超声元件接收数据。
根据另一方面，提出了一种可植入的血管支持系统，其包括本文提出的用于确定声速的系统。所述支持系统优选地是左心室心脏支持系统(lvad)或经皮微创左心脏支持系统。此外，优选的是，所述系统可以被完全植入。换句话说，这特别意指支持系统完全在患者的体内并且保持在那里。支持系统特别优选地配置成和/或适合使得其可以至少部分地布置在心室中，优选心脏的左心室和/或主动脉中，特别是在主动脉瓣位置中。
此外，支持系统优选地包括套管，特别是入口套管和流动机，例如泵。支持系统还可以包括电机，在这种情况下，该电机通常是流动机的部件。(入口)套管优选地构造成使得其在植入状态下可以将流体从心脏的(左)心室输送到流动机。所述支持系统优选地是细长的和/或具有软管状形状。入口套管和流动机优选地布置在支持系统的相对端的区域中。
结合所述方法论述的细节、特征和有利实施例也可以相应地出现在此处呈现的系统和/或支持系统中，反之亦然。在这方面，全文参考关于特征的详细表征的相关论述。
下文基于附图更详细地解释本文呈现的解决方案及其技术环境。值得注意的是，本发明不受所示示例性实施例的限制。特别地，除非另有明确陈述，否则还可以提取附图中解释的事实的部分方面，并且将所述部分方面与其他部件和/或来自其它附图和/或本说明书的发现组合。下面的图式示意性地示出：
图1是本文以标准操作序列呈现的方法的序列，
图2a是可植入的血管支持系统的详细视图，
图2b是另一可植入的血管支持系统的详细视图，
图3是超声元件的发射特性，
图4是此处呈现的系统的图示，
图5是这里可使用的基于脉冲飞行时间的方法的图示，
图6是这里可使用的基于fmcw的方法的图示，
图7是阻抗的实数部分的示例图，
图8a是此处呈现的系统的详细视图，以及
图8b是此处呈现的另一系统的详细视图。
图1示出了以标准操作序列的本文呈现的方法的序列的示意图。图示的具有方框110、120、130和140的方法步骤a)、b)、c)和d)的序列仅为示例性的。在方框110中，用超声传感器传输超声信号。在方框120中，在至少一个声反射器上反射超声信号，所述至少一个声反射器布置在超声传感器的视场中并且在距超声传感器的限定距离处。在方框130中，接收反射的超声信号。在方框140中，使用反射的超声信号确定流体中的声速。
特别地，方法步骤a)、b)和c)也可以至少部分地或同时并行执行。
图2a示意性地示出了可植入的血管支持系统2的详细视图。图2b示出另一可植入的血管支持系统2的详细视图的示意图。图2a和2b共同解释如下。统一使用参考符号。
此处呈现的方法原则上可以集成到心脏支持系统的所有设计中。作为实例，图2a示出了在主动脉瓣位置集成到左心室微轴泵中，图2b示出了集成到尖端定位的径向支持系统2中。
流体1的流动方向在图2a和2b中由箭头表示。在每种情况下，指定超声传感器4，其布置在支持系统2中或支持系统上。作为实例，超声传感器4被设计为图2a和2b中的超声换能器。另外，沿着支持系统2的流动通道的内圆周指定两个周向声反射器5，该两个周向声反射器布置在超声传感器4的视场6中并且各自在距超声传感器4的限定距离7处。特别地，在根据图2a的实施例中，流动通道可形成于支持系统2的(入口)套管(此处未示出)的内部中。
根据图2a的详细视图示出具有微轴泵(此处未示出)的支持系统2的尖端；所述尖端容纳超声传感器4。在此情况下，作为实例，流动传导主体10直接布置在超声传感器4的前方。所述流动传导主体10不与超声传感器4间隔开某距离，并且对于超声信号是可透过的。在这种情况下，流体1在泵的方向上流动。在根据图2a的详细视图中示出的支持系统2的尖端可以在优选布置中突出到心脏的心室(此处未示出)中，其中，本文所示的端部在左边，其中泵可以至少部分地布置在主动脉(此处未示出)中。在此布置中，支持系统因此穿透主动脉瓣(此处未示出)。
根据图2b的详细视图涉及支持系统2，其也被称为尖端径向泵。支持系统2包括流动机11(在这种情况下是泵)，该流动机排出流体1，如在径向方向上所示。
在两个示例性泵变形中，超声传感器4，特别是超声传感器4的超声元件通常布置成使得与流动的角度为α＝0°(零度)；因此可以实现最佳可能的多普勒频移。
图3示出超声元件(此处未示出)的发射特性12的示意性表示。超声传感器或超声传感器的超声元件的发射特性12大体上呈瓣形状，主束方向一直向前。这在图3中示出，作为圆盘超声换能器的示例，其中，在f0＝4mhz时，直径为3mm。换句话说，图3示出了超声传感器(此处未示出)的视场6。可以沿着纵坐标(y轴)测量视场宽度13，并且可以沿着横坐标(x轴)测量视场长度14。
图4示出本文呈现的系统的示意图。所述系统包括超声传感器4和两个声反射器5，该声反射器布置在距超声传感器4不同的(限定)距离7处。作为示例，反射器5突出到流体1中。
两个声阻抗之间的每个边界层具有反射系数，在该反射系数下声能量的一部分根据参数γ被反射。
在这种情况下，zw1是阶跃点之前的波阻抗，zw2是阶跃点之后的波阻抗。
例如，红细胞和血清的略微不同的声学阻抗提供了反射信号，其通常用于计算多普勒频移，可由此确定血液的流速。
此处提出的(附加)反射器优选地应具有最高可能反射系数，这可具体通过与血液的阻抗不匹配来实现，即反射器的声阻抗应尽可能与血液的明显不同，例如通过由空气填充腔或金属制成的反射器。
只要在超声传感器4和反射器5之间存在多于一个未知介质时，仅具有一个反射器5的方法可能发生故障。例如，调整层15的声阻抗(公式符号：zw1)和因此声速(公式符号：c1)可由于水扩散而长年累月发生变化，或细胞层的沉积物16(具有其自身的声阻抗zw2和声速c2)可出现在超声传感器4上，因此产生未知厚度和/或未知声速的附加材料层，如图4中更详细地示出。在此上下文中，不同介质的不同声速作为实例在图4中示出，即调整层15的声速c1、沉积物16的声速c2和流体1(此处：血液)的声速c3。
图5示出本文可用的基于脉冲飞行时间的方法的示意图。为了解释根据图5的图示和/或基于脉冲飞行时间的方法，还参考了根据图4的系统的图示。
除了由流体1(此处：血液；特别是在从血清到血细胞的相应边界处)的每个散射颗粒连续反射的超声功率之外，在反射器5处存在清晰回声，其可在所接收的振幅时间数据中识别。另外，可以计算从超声传感器4到反射器5并返回到超声传感器4的脉冲飞行时间。由于(心脏)支持系统2的机械设计以及因此超声传感器4与反射器5之间的(限定的)距离7是已知的，因此用公式确定期望声速c
其中s是超声传感器4与反射器5之间的已知(限定)距离7，t是测量的信号飞行时间。
当使用具有不同距离7的两个反射器5时，如图4中所示，在第一反射器5上散射的脉冲的飞行时间tr1因此是
并且在第二反射器5上散射的脉冲的飞行时间tr2为
其中s1是调整层15的厚度，s2是沉积物16的厚度，s3是沉积物16与第一(左)反射器5之间的距离，并且s4是第一(左)反射器5与第二(右)反射器5之间的距离，并且其中c1是调整层15中的声速，c2是沉积物16中的声速，并且c3是流体1(此处：血液)中的声速。
由于声速为c1的调整层15和声速为c2的沉积物16对两个脉冲同等地作用，因此信号飞行时间的差tr2–tr1仅含有此处与(所寻求)声速c3相关的在所寻求(流体)范围或在(流体)范围内的分量：
由于已知两个反射器5之间的距离s4，因此可以独立于超声传感器4与反射器5之间的附加层的影响来确定声速c3。
用于确定飞行时间tr1和tr2或tr1-tr2的一个可能方式是计算传输脉冲3(传输的超声信号3的脉冲)与超声反射器5上反射并延迟飞行时间tr1或tr2的接收脉冲8(接收和反射的超声信号8的脉冲)的互相关性17。对于能量信号，时间-离散互相关性17可以如下计算：
其中rxy[n]是时间n时的离散互相关性，且算子“星(*)”为互相关性的缩写，x*[m]是所有时移m的共轭复数传输信号，且y[m+n]是在时间n所有时移m的接收信号。
根据图5的图示示出此计算结果的实例。图5示出随时间18推移的发射的超声信号3的脉冲、接收的反射超声信号8的脉冲和(时间-离散)互相关性17。时间间隔tr1-tr2可以从互相关信号17中的例如两个尖端(峰)之间的距离确定-在反向重新计算离散时间步骤之后。
图6示出此处可用的基于fmcw的方法的示意图。为了解释根据图6的图示或基于fmcw的方法，还参考了根据图4的系统的图示。
(超)声反射器5表示超声传感器4的发射范围中的主要目标，特别是由于其高反射系数。因此，可以在计算的光谱中清楚地检测到它们的拍频。由于(心脏)支持系统的机械设计，因此超声传感器4与反射器5之间的距离(公式符号x)是已知的，因此通过公式确定期望声速c
其中sx是超声传感器与反射器x之间的已知距离，bw/t是频率斜坡的斜率，而fbeat,x是基带中所得的拍频。具体地，由于反射器5安装在固定位置，所得到的拍频仅受其距超声传感器4的距离和流体(此处：：血液)中的频率斜坡的对应飞行时间的影响，并且特别地不含速度依赖部分。
当使用具有不同距离7的两个反射器5时，如图4中所示，在第一反射器处反射的频率斜坡的拍频fbeat,r1因此为
在第二反射器上反射的频率的拍频fbeat,r2为
其中s1是调整层15的厚度，s2是沉积物16的厚度，s3是沉积物16与第一(左)反射器5之间的距离，并且s4是第一(左)反射器5与第二(右)反射器5之间的距离，并且其中c1是调整层15中的声速，c2是沉积物16中的声速，并且c3是流体1(此处：血液)中的声速。
由于具有声速c1的调整层15和具有声速c2的沉积物16在两个频率斜坡上同等地作用，因此拍频的差fbeat,r2-fbeat,r1仅含有此处与(搜索的)声速c3相关的搜索(流体)范围或(流体)范围中的分量：
由于已知两个反射器5彼此的距离s4，因此无论超声传感器4与反射器5之间的附加层的影响如何，都可以确定声速c3。
为了确定拍频，作为实例超声频率f0受到频率调制的影响。不受限制，可以使用正弦波形、锯齿形、三角形或矩形调制类型。特别优选的是，超声传感器或传感器的超声元件提供宽带谐振，并且斜坡飞行时间(公式符号：t)远大于到超声传感器4(超声换能器)到(超)声反射器5并再次返回的频率斜坡的飞行时间。在反射器5处反射的连续发射的调制超声频率的回声与瞬时传输频率斜坡叠加。以此方式生成的基带信号包含待确定的拍频。这些通过变换转换成频率范围，例如通过离散傅里叶变换(dft)或快速傅里叶变换(fft)。
根据图6的图示示出了先前描述的基于fmcw的方法借助于锯齿调制的可能实现方式。图6的上图示出频率19相对于时间18的图形。可以看到，由超声传感器发射的超声信号3(传输信号)和由超声传感器(此处以三个为实例)接收的反射超声信号8(接收信号)以锯齿方式成形。在此情况下，应用相对于传输信号3移位且彼此移位的三个接收信号8作为实例，例如，如果使用布置在距超声传感器不同距离的三个超声反射器，则是这种情况。
fmcw方法定期与周期性频率调制合作，在此情况下，周期性锯齿调制应当是尽可能时间线性的，以确保测量的最可能的准确性。调制通常周期性地执行。从最低频率到最高频率的此类周期也称为信号突发(signalburst)。对应周期的持续时间在图6的上图中示出为所称的线性调频(chirp)持续时间22。另外，标记了可用的线性调频持续时间23。
在这种情况下，超声传感器发送线性频率调制信号的实例，其中传输频率3具有锯齿形变化。在超声反射器之一上反射后由超声传感器接收同一信号。接收的信号8在时间上不同，其中频移之间的时间差21大体上与反射超声反射器与超声传感器的距离成比例。同时(假设线性频率变化)，传输信号3和接收信号8之间的差频20在任何时间点是相同的，因此也是距反射超声反射器的距离的量度。可以特别在频率范围内评估此频差。
图6中的上图的频率图在此实例中用于通过叠加/乘以瞬时传输信号并通过随后的快速傅里叶变换24来生成频谱25，其中，除背景噪声26之外，所述频谱25还携带差频20。以简化方式，接收信号与瞬时传输信号相乘，接着对基带时间信号进行傅里叶变换，由此产生差频20，其在本文中也被称为拍频。
fmcw系统的最小范围分辨率是
被限定。因此，当两个超声反射器5例如彼此以δr＝s4＝6mm的距离布置，并且血液中的(预期)声速c约1540m/s(用于确定近似所需或特别有利的带宽)时，可能以带宽bw≈128khz≤150khz工作。
但是，可以通过另外使用诸如所称的零填充(连结或填充零)或高性能频率估计方法的技术来实现显著更高的范围准确性。这可有助于明显更精确地确定血液中的声速c。可实现的准确性尤其取决于频率估计方法和/或信噪比。
当使用压电元件(作为超声元件)时，优选地当谐振的质量(宽带谐振)通过背衬(放大)降低时可尤其在所需频带上实现特别有利的线性。根据图7的图示示出8mhz压电元件的阻抗的实数分量27相对刺激频率28的示例图。在所示的情况下，具有示例带宽bw＝150khz的频率斜坡可以布置在以灰色突出显示的频带29中。
图8a示出此处呈现的系统的详细视图的示意图。图8b是此处呈现的另一系统的详细视图的示意图。图8a和8b共同解释如下。统一使用参考符号。
为了实现最佳可能的反射，反射器的表面应与入射超声波波面平行。由于非平面表面，例如叠加的反射器，可导致流动中的湍流(不利于多普勒超声测量)、血栓的形成以及由于剪切力造成的另外血液损伤(溶血)，因此将反射器5嵌入到嵌入材料9中是有利的，如图8a和8b中举例说明。此处使用嵌入材料9作为提供与反射器表面相比更平滑表面或不具有拐角和/或边缘的表面的实例。特别优选的是，将至少一个反射器5嵌入到平坦表面中，特别是借助于嵌入材料9。嵌入材料9应尽量具有与流体1(此处：血液)相同的声阻抗并且尽可能薄，使得没有声脉冲的额外反射或衍射，除非需要此额外衍射。例如，具有声阻抗c4的所述(或每个)反射器5可以嵌入到具有声阻抗c3'的硅酮中，其中c3'类似于血液的声阻抗c3。
此处呈现的解决方案尤其具有以下优点中的一个或多个：
·通过补充超声系统的发射范围中的至少一个超声反射器，可以从反射器所得的脉冲飞行时间和/或斜坡飞行时间确定声速。
·已知声速增加了流量测量的测量准确度。
·声速取决于血液的组成，并且在这种情况下可以直接确定和使用。
·fmcw方法不需要测量非常精确的时间差；相反，可以确定等效频率差，这显著减少了技术工作量。