CN113014827B - 成像自动增益补偿方法、系统、存储介质及超声内镜 - Google Patents
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Abstract
本发明提供了一种成像自动增益补偿方法、系统、存储介质及超声内镜，该方法包括如下步骤：应用当前的TGC曲线，获得当前帧图像；并设定探头在水中和在人体组织中的衰减系数；根据当前帧图像，定位含有组织图像的深度区域，通过信号和图像处理的方式获得远场段含组织部位的深度范围区间，以及近场段水耦合段的深度范围区间，分别做对应的增益补偿；根据水耦合段和组织部位段的深度范围区间衰减的不同，获得对应的全深度的衰减曲线，更新对应的TGC曲线；在下一帧处理时应用上一帧的TGC曲线，重复上述步骤。采用本发明的技术方案，自动实时的调节局部增益，对近场和远场采用不同的策略进行增益，可以获得一个亮度柔和的图像。
Description
技术领域
本发明涉及超声内镜成像技术领域，尤其涉及一种成像自动增益补偿方法、系统、存储介质及超声内镜。
背景技术
超声内镜（EUS）是将内镜和超声相结合的消化道检查技术，将微型高频超声探头安置在内镜顶端，当内镜插入体腔后，在内镜直接观察消化道黏膜病变的同时，可利用内镜下的超声进行实时扫描，以获得胃肠道的层次结构、组织学特征及周围邻近脏器的超声图像，从而进一步提高了内镜和超声的诊断水平。
经过 20 多年的临床实践，超声内镜的技术越来越成熟，其应用范围也不断扩大。超声内镜的出现使内镜技术实现了飞跃性的发展。超声内镜可对消化道管壁粘膜下生长的病变性质进行鉴别诊断，并可对消化道肿瘤进行术前分析，判断其侵袭深度和范围，鉴别溃疡的良恶性，并可诊断胰胆系统肿瘤，特别是对于较小肿瘤精确度高，对慢性胰腺炎等诊断亦优于其他影像学检查。诊断性超声内镜在食管癌、胃淋巴癌、胃癌、粘膜下肿瘤、食管和胃静脉曲张、胰胆系疾病等中都具有广泛的应用前景。随着超声内镜技术在临床的普及，其应用越来越广泛，尤其对于消化道肿瘤的术前分期，明确消化道早癌的侵润深度，合理把握内镜下微创治疗的适应症起到重要作用。
临床上称的小探头超声内镜，为机械环扫超声内镜，其工作原理是单超声换能器在马达的驱动下进行旋转，产生环形的超声波，可以进行360°扫描。机械环扫式超声内镜换能器部分结构简单，单阵元不仅可以做的很小，而且频率也可以做的很高，通常在15MHz以上，因而分辨率会很高，可以检查到组织的早期细微病变和病变处的内部结构。 使用时，通过电子内窥镜的活检通道将微型超声扫描探头送入人体，在内窥镜观察体内器官内腔粘膜面的同时，超声扫描探头获取人体内脏器官壁的断层图像，发现其中的早期癌变和微小肿瘤，是目前诊断人体内脏器官病变的最佳方法。与大超相比，小探头超声内镜使用简单，临床培训周期短。
与体外超声或大超内镜不同的是，小探头超声内镜使用的频率更高，一般为12MHz到20MHz，其在人体软组织中的衰减较大，穿透深度在1到2cm。但在实际使用中，探头声窗并非如体外超声或大超内镜一样紧贴组织成像，而是与目标部位有一定的距离，临床上通过在目标部位渚水或通过水囊作为超声耦合进行成像观察（如在大的胃腔中观察胃壁层次结构）。 由于高频超声在水中和在人体中衰减不同， 声窗与目标部位间距实时变化（体外超声是可以保持探头不动， 声窗到目标的距离基本不变），小探头超声内镜具有较大的成像半径（可达6cm）和较小的穿透深度，其时间增益补偿TGC（Time Gain Compesation），较难以固定的方式去实现，临床检查时间又较为紧迫， 需要一种能根据声窗到目标的距离、 图像亮暗来实时自动进行增益补偿的方法。
发明内容
针对以上技术问题，本发明公开了一种成像自动增益补偿方法、系统、存储介质及超声内镜，解决了声窗到目标组织的间距实时变化下，实现增益实时自适应补偿。
对此，本发明采用的技术方案为。
一种成像自动增益补偿方法，其包括如下步骤：
步骤S1，应用当前的TGC曲线，获得当前帧图像；并设定探头声波在水中和在人体组织中的衰减系数；
步骤S2，根据当前帧图像，定位含有组织图像的深度区域，通过信号和图像处理的方式获得远场段含组织部位的深度范围区间，以及近场段水耦合段的深度范围区间；
对于包含组织部位的深度范围区间，采用超声信号在人体中的衰减系数，做对应的增益补偿；
对于水耦合段的深度范围区间，采用探头在水中的衰减系数，做对应的增益抑制；
步骤S3，根据水耦合段和组织部位段的深度范围区间，以及在水中和在人体中的衰减不同，获得对应的全深度的衰减曲线，并更新对应的TGC曲线；
步骤S4，在下一帧处理时应用上一帧的TGC曲线，重复步骤S1~步骤S3。
作为本发明的进一步改进，步骤S1中，设定当前探头的声波在水中的衰减系数为α1，设定当前探头的声波在人体当前待检查部位中的衰减系数为α2，根据不同探头频率和不同的组织部位的超声衰减不同，系统预置不同的衰减系数α1和α2。
作为本发明的进一步改进，α2>α1。采用此技术方案，在近场段对增益进行抑制，在远场段对增益进行补偿，以获得一个亮度柔和的图像。
作为本发明的进一步改进，具体定义为，在水中的衰减系数为α1 = 0.1 dB/(cm·MHz)；在人体软组织中的衰减为α2 =0.7dB/(cm·MHz)。其衰减系数的设定，可以根据检查部位和医生习惯，作为系统可调和可预置的参数灵活操作。
上述技术方案根据衰减系数，设定补偿的增益。但探头声窗到组织部位之间通常有水耦合，其间距不固定。即深度方向上的衰减是分段的，前一段是水中的衰减α1，后一段是在人体中的衰减α2，如此要设计TGC曲线，需先知道其处于水中和组织中的深度范围。初始的TGC曲线通常以水中的衰减曲线或组织中的衰减曲线来设计。后续帧的TGC曲线更新，为在初始的TGC曲线上做渐变处理的。
作为本发明的进一步改进，步骤S2中，由于在水中和在组织中的图像灰度差异较大，在进行图像处理时，灰度或纹理的方式对组织区域和背景（低回声区域）进行区分，以便获得组织区域所处的深度范围，在这个深度范围之外，在这个深度范围之前（靠近近场段）可以认为是在水中的低衰减系数α1区域，在这个深度范围内为高衰减系数α2。对应在深度方向上，做适当的、平滑的增益补偿。
作为本发明的进一步改进，对组织和背景进行区分时，同时区分探头盲区区域。可以根据预定的探头识别所获得的型号对应的盲区物理大小对应在图像中的位置进行区分。
作为本发明的进一步改进，根据获得的探头型号对应的盲区大小，可以将近场区域设定为增益衰减区（TGC增益系数<1）, 以降低高亮的盲区信号， 而在远场设置为增益补偿区（TGC增益系数>1）, 以放大微弱的组织信号。
作为本发明的进一步改进，步骤S2中，获得包含组织部位的深度范围区间时，采用连续的多帧组织深度范围值集合的并集作为组织的深度位置区。
作为本发明的进一步改进，设计连续多帧的稳定TGC曲线，保证帧间和帧内图像亮度渐变。
作为本发明的进一步改进，为保证调节的实时性，可以使用FPGA 或 GPU等计算平台，加速图像处理和TGC曲线的更新。
作为本发明的进一步改进，TGC曲线的更新调节方式可以使用模拟的方式调节，即使用可变增益的信号放大器对采样之前的模拟信号幅度进行调节， 也可以在采集完后通过数字的方式调节， 即使用曲线的增益系数对数据进行数值大小的调整。
作为本发明的进一步改进，步骤S3中，若检测的组织部位段的深度范围区域大小小于预设值，则不对TGC曲线进行更新。
本发明还公开了一种成像自动增益补偿系统，其包括。
当前帧图像获取模块，应用当前的TGC曲线，获得当前帧图像；
衰减系数设定模块，设定探头在水中和在人体组织中的衰减系数；
信号和图像处理模块，根据当前帧图像，定位含有组织图像的深度区域，获得包含组织部位的深度范围区间，以及水耦合段的深度范围区间；
增益补偿模块，对于包含组织部位的深度范围区间，采用探头在人体中的衰减系数，做对应的增益补偿；对于水耦合段的深度范围区间，采用探头在水中的衰减系数，做对应的增益抑制；
TGC曲线调整更新模块，根据水耦合段和组织部位段的深度范围区间，以及在水中和在人体中的衰减不同，获得对应的全深度的衰减曲线，并更新对应的TGC曲线。
作为本发明的进一步改进，所述衰减系数设定模块设定探头的声波在水中的衰减系数为α1，设定探头的声波人体中的衰减系数为α2。其中α2>α1。
作为本发明的进一步改进，所述信号和图像处理模块在进行图像处理时，通过灰度或纹理的方式对组织区域和背景（低回声区域）进行区分。
作为本发明的进一步改进，所述信号和图像处理模块对组织和背景进行区分时，同时区分探头盲区区域。进一步的，根据预定的探头识别所获得的探头型号对应的盲区物理大小对应在图像中的位置进行区分；根据获得的探头型号对应的盲区大小，将近场区域设定为增益衰减区（TGC增益系数<1），用于后续降低高亮的盲区信号， 在远场设置为增益补偿区（TGC增益系数>1），用于放大微弱的组织信号。
作为本发明的进一步改进，所述信号和图像处理模块，在获取包含组织部位的深度范围区间时，采用连续的多帧组织深度范围值集合的并集作为组织的深度位置区。进一步的，设计连续多帧的稳定TGC曲线，保证帧间和帧内图像亮度渐变。
作为本发明的进一步改进，若检测的组织部位段的深度范围区域大小小于预设值，所述TGC曲线调整更新模块不对TGC曲线进行调整更新。
作为本发明的进一步改进，所述TGC曲线调整更新模块对TGC曲线进行更新，采用可变增益的信号放大器对采样之前的模拟信号幅度进行调节，或在采集完后，使用曲线的增益系数对数据进行数值大小的调整。
作为本发明的进一步改进，为保证调节的实时性，该系统还包括FPGA 或 GPU等计算平台，用于加速图像处理和TGC曲线的更新。
本发明还公开了一种计算机可读存储介质，所述计算机可读存储介质中存储有指令，当 所述指令在超声内镜成像设备上运行时，使得所述超声内镜成像设备执行如上任一项所述的成像自动增益补偿方法。
本发明还公开了一种超声内镜，其包括：存储器，处理器，及存储在所述存储器上并可在所述处理器上运行的计算机程序，所述处理器执行所述计算机程序时，实现如上任一项所述的成像自动增益补偿方法。
与现有技术相比，本发明的有益效果为。
采用本发明的技术方案，在调节完全局增益后，自动实时的调节局部增益，对近场和远场采用不同的策略进行增益，总的来说，在近场对增益进行抑制，远场对增益进行补偿，可以获得一个亮度柔和的图像；本发明的技术方案可以辅助医生在病人检查和手术时自动调节图像中目标的亮度，方便医生的操作和诊断。
附图说明
图1是本发明一种成像自动增益补偿方法的流程图。
图2是本发明实施例超声在组织中和在水中的衰减系数示意图。
图3是本发明一个实施例组织区域深度范围提取的示意图。
图4是本发明另一实施例的组织区域深度范围提取的示意图。
图5是本发明实施例的水-组织复合衰减的曲线示意图。
具体实施方式
下面对本发明的较优的实施例作进一步的详细说明。
一种成像自动增益补偿方法，在调节完全局增益后，自动实时的调节局部增益，在近场对增益进行抑制，远场对增益进行补偿，以获得一个亮度柔和的图像。具体步骤如图1所示。
首先，应用当前的TGC曲线，获得当前帧图像。定义不同探头声波在水中和在人体组织中的衰减系数dB/(cm·MHz)。 根据水中和人体中的衰减系数，根据衰减做对应的增益补偿。
具体可设置为，在水中的衰减系数为α1= 0.1 dB/(cm·MHz)；在人体软组织中的衰减为α2 =0.7dB/(cm·MHz)，其衰减系数的设定，可以根据检查部位和医生习惯，作为系统可调和可预置的参数灵活操作。
下面会根据衰减系数，设定补偿的增益。但探头声窗到组织部位之间通常由水耦合，其间距不固定。即深度方向上的衰减是分段的，前一段是水中的衰减α1，后一段是在人体中的衰减α2。如此要设计TGC曲线，需先知道其处于水中和组织中的深度位置范围。
初始的TGC曲线通常以水中的衰减曲线或组织中的衰减曲线来设计。本发明实施方式中后续所述的更新TGC曲线，均是在初始的TGC曲线上做处理的。
其次，根据当前帧图像，定位含有组织图像的深度区域。通过信号和图像处理的方式计算当前帧图像中组织部位所处深度范围，获得远场段含组织部位的深度范围区间，以及近场段水耦合段的深度范围区间。由于在水中和在组织中的图像灰度差异较大，可以通过灰度或纹理的方式对组织区域和背景（低回声区域）进行区分，以便获得组织区域所处的深度范围，在这个深度范围之外，在这个深度范围之前（靠近近场段）可以认为是在水中的低衰减系数α1区域，在这个深度范围内为高衰减系数α2，对应在深度方向上，做适当的、平滑的增益补偿。
若检测的组织区域大小小于某一个预设值，则不做更新。检测的组织深度区域过小，可能为水中的浮游物不作为观察对象，可能为狭窄表面，其深度范围较浅，其范围可能达不到TGC曲线分段间距，从而失去补偿的意义。
最后，根据上一步中水耦合段和组织部位段的深度范围区间分段，以及在水中和在人体中的衰减不同，获得对应的全深度的衰减曲线，并更新对应的TGC曲线。 在下一帧处理时应用上一帧得到的TGC曲线。
当部位没变而探头声窗远离或靠近组织部位时，实时获取水耦合区间和组织区域的深度分段，来实时更新TGC曲线。
进一步优选的，可以根据不同探头和不同的组织部位对超声的衰减不同，预置不同的衰减系数dB/(cm·MHz)。
进一步优选的，对组织和背景进行区分时，同时区分探头盲区区域。可以根据预定的探头识别所获得的型号对应的盲区物理大小对应在图像中的位置进行区分。在本发明实施方式中，根据获得的探头型号对应的盲区大小，可以将近场区域设定为增益衰减区（TGC增益系数<1）, 以降低高亮的盲区信号， 而在远场设置为增益补偿区（TGC增益系数>1）,以放大微弱的组织信号。
进一步优选的，在获取组织所在深度范围时，可使用连续的多帧组织深度范围值集合的并集作为组织的深度位置区。设计连续多帧的稳定TGC曲线，保证帧间和帧内图像亮度渐变。
进一步优选的，为保证调节的实时性，可以使用FPGA 或 GPU等计算平台，加速图像处理和TGC曲线的更新。
进一步优选的，TGC曲线的更新调节方式可以使用模拟的方式调节，即使用可变增益的信号放大器对采样之前的模拟信号幅度进行调节；也可以在采集完后通过数字的方式调节，即使用曲线的增益系数对数据进行数值大小的调整。
下面结合具体的实施例进行说明。
应用当前的TGC曲线，获得当前帧图像。获取当前探头频率、当前待检查部位下的，在水中的超声衰减系数（α1） dB/(cm·MHz) 和在人体该部位的超声衰减系数（α2） dB/(cm·MHz)。其中， α1为与检查部位无关的参数，α2为与检查部位有关的参数 。根据α1确定一个初始的衰减系数曲线，如图2中的声波在水中的衰减曲线。根据该衰减曲线，设计一个TGC曲线作为初始的增益补偿曲线。
载入一帧图像，通过信号或图像处理的方式获得该帧图像中组织所处的深度范围。
一个较优的实施例，如图3所示。将图像由笛卡尔直角坐标空间变换为采集数据时的极坐标空间。将探头所在的位置置0（探头的物理距离已知，可转换为图像上探头所占的像素位置区域）。将转换后的图像平滑滤波，并逐线进行对比度归一化。使得暗的区域更暗，亮的区域更亮，即通过将一线数据的最小和最大值（minGray， maxGray），映射到（0， 255）来拉升对比度。然后将图像进行二值化，区分出组织区域和背景区域。 特别的，本发明使用OTSU方法进行二值化处理。 二值化后可能获得有多个连通区域处理，通过对每个区域进行阈值判定来确定至少有一个区域满足，才进行TGC曲线更新。 阈值1为连通区域的高度阈值，即在深度方向，阈值2为一个补充阈值，在角度上的限定。满足阈值的连通区域，组合在一起，构成了组织占据的区域，然后提取出组织区域在深度方向上起始的位置信息。
另一个较优的实施例，如图4所示，将图像由笛卡尔直角坐标空间变换为采集数据时的极坐标空间。 然后对图像的每一线数据进行累加，得到了一条线数据。然后对线数据进行二值化，此处的二值化方法较多，本实施例仍旧选用OTSU方法进行处理。 如此可以得到灰度较大的组织区域的深度段和灰度较小的背景区域的深度段。组织区域的深度段要大于一定的长度，才判定为有效的组织深度，否则不更新TGC曲线。保留的有效深度段的起始位置即为图像中组织区域的起始深度像素位置。
上述前一个实施例有深度位置定位准确的优点，后一个实施例有计算简单、处理速度快的优点。
最后，确定了组织所在的深度范围后，构造当前帧图像对应的超声衰减曲线，如图5所示。假设获得的组织位置深度为1到2cm位置，如图5所示，0到1cm位置为水的衰减曲线，1到2cm为在组织中的衰减曲线， 构成了一个复合的衰减曲线。本实施例中，首先对该复合的衰减曲线进行了平滑的曲线拟合。防止突变引起TGC不连续导致的图像亮度跳变。最后根据平滑后的衰减曲线，设计对应的TGC曲线。在本实施例中，根据衰减曲线设计TGC曲线的一个简单的方法为：直接对组织区段进行增益补偿。TGC通常有多个深度档位进行调节，可以根据组织区段对应的深度档位，去增加对应的补偿增益， 且一般要求TGC曲线也为平滑的曲线以保证图像亮度的渐变调节。
本发明实施例还公开了一种成像自动增益补偿系统，其包括。
当前帧图像获取模块，应用当前的TGC曲线，获得当前帧图像；
衰减系数设定模块，设定探头在水中和在人体组织中的衰减系数；
信号和图像处理模块，根据当前帧图像，定位含有组织图像的深度区域，获得包含组织部位的深度范围区间，以及水耦合段的深度范围区间；
增益补偿模块，对于包含组织部位的深度范围区间，采用探头在人体中的衰减系数，做对应的增益补偿；对于水耦合段的深度范围区间，采用探头在水中的衰减系数，做对应的增益抑制；
TGC曲线调整更新模块，根据水耦合段和组织部位段的深度范围区间，以及在水中和在人体中的衰减不同，获得对应的全深度的衰减曲线，并更新对应的TGC曲线。
所述衰减系数设定模块设定探头在水中的衰减系数为α1，设定探头人体中的衰减系数为α2，所述信号和图像处理模块在进行图像处理时，通过灰度或纹理的方式对组织区域和背景（低回声区域）进行区分。所述信号和图像处理模块对组织和背景进行区分时， 同时区分探头盲区区域。进一步的，根据预定的探头识别所获得的型号对应的盲区物理大小对应在图像中的位置进行区分；根据获得的探头型号对应的盲区大小，将近场区域设定为增益衰减区（TGC增益系数<1）, 用于后续降低高亮的盲区信号， 在远场设置为增益补偿区（TGC增益系数>1）, 用于放大微弱的组织信号。
所述信号和图像处理模块在获取包含组织部位的深度范围区间时，采用连续的多帧组织深度范围值集合的并集作为组织的深度位置区。进一步的，设计连续多帧的稳定TGC曲线，保证帧间和帧内图像亮度渐变。
若检测的组织部位段的深度范围区域大小小于预设值，所述TGC曲线调整更新模块不对TGC曲线进行调整更新。
所述TGC曲线调整更新模块对TGC曲线进行更新，采用可变增益的信号放大器对采样之前的模拟信号幅度进行调节，或在采集完后，使用曲线的增益系数对数据进行数值大小的调整。
为保证调节的实时性，该系统还包括FPGA或GPU等计算平台，用于加速图像处理和TGC曲线的更新。
本发明实施例还公开了一种计算机可读存储介质，所述计算机可读存储介质中存储有指令，当所述指令在超声内镜成像设备上运行时，使得所述超声内镜成像设备执行如上所述的成像自动增益补偿方法。
本发明实施例还公开了一种超声内镜，其包括：存储器，处理器，及存储在所述存储器上并可在所述处理器上运行的计算机程序，所述处理器执行所述计算机程序时，实现如上所述的成像自动增益补偿方法。
以上内容是结合具体的优选实施方式对本发明所作的进一步详细说明，不能认定本发明的具体实施只局限于这些说明。对于本发明所属技术领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明构思的前提下，还可以做出若干简单推演或替换，都应当视为属于本发明的保护范围。
Claims (8)
1.一种成像自动增益补偿方法，其特征在于，其包括如下步骤：
步骤S1，应用当前的TGC曲线，获得当前帧图像；并设定探头声波在水中和在人体组织中的衰减系数，设定当前探头的声波在水中的衰减系数为α1，设定当前探头的声波在人体当前待检查部位中的衰减系数为α2，其中α2>α1；
步骤S2，根据当前帧图像，定位含有组织图像的深度区域，通过信号和图像处理的方式获得远场段含组织部位的深度范围区间，以及近场段水耦合段的深度范围区间；
对于包含组织部位的深度范围区间，采用超声信号在人体中的衰减系数，做对应的增益补偿；在进行图像处理时，通过灰度或纹理的方式对组织区域和背景进行区分，获得远场段含组织部位的深度范围区间，以及近场段水耦合段的深度范围区间；
对于水耦合段的深度范围区间，采用探头在水中的衰减系数，做对应的增益抑制；
步骤S3，根据水耦合段和组织部位段的深度范围区间，以及在水中和在人体中的衰减不同，获得对应的全深度的衰减曲线，并更新对应的TGC曲线；
步骤S4，在下一帧处理时应用上一帧的TGC曲线，重复步骤S1~步骤S3。
2.根据权利要求1所述的成像自动增益补偿方法，其特征在于：步骤S2中，在进行图像处理时，根据预定的探头识别所获得的探头型号对应的盲区物理大小对应在图像中的位置进行区分探头盲区区域；
根据获得的探头型号对应的盲区大小，将近场区域设定为增益衰减区, 用于后续降低高亮的盲区信号，在远场设置为增益补偿区，用于放大微弱的组织信号。
3.根据权利要求2所述的成像自动增益补偿方法，其特征在于：步骤S2中，获得包含组织部位的深度范围区间时，采用连续的多帧组织深度范围值集合的并集作为组织的深度位置区，并设计连续多帧的稳定TGC曲线，保证帧间和帧内图像亮度渐变。
4.根据权利要求1~3任意一项所述的成像自动增益补偿方法，其特征在于：步骤S3中，若检测的组织部位段的深度范围区域大小小于预设值，则不对TGC曲线进行更新；
所述TGC曲线的更新，采用可变增益的信号放大器对采样之前的模拟信号幅度进行调节，或在采集完后，使用曲线的增益系数对数据进行数值大小的调整。
5.一种成像自动增益补偿系统，其特征在于：其包括：
当前帧图像获取模块，应用当前的TGC曲线，获得当前帧图像；
衰减系数设定模块，设定探头声波在水中和在人体组织中的衰减系数，设定探头声波在水中的衰减系数为α1，设定探头声波人体中的衰减系数为α2，其中α2>α1；
信号和图像处理模块，根据当前帧图像，定位含有组织图像的深度区域，通过灰度或纹理的方式对组织区域和背景进行区分，获得包含组织部位的深度范围区间，以及水耦合段的深度范围区间；
增益补偿模块，对于包含组织部位的深度范围区间，采用探头声波在人体中的衰减系数，做对应的增益补偿；对于水耦合段的深度范围区间，采用探头声波在水中的衰减系数，做对应的增益抑制；
TGC曲线调整更新模块，根据水耦合段和组织部位段的深度范围区间，以及在水中和在人体中的衰减不同，获得对应的全深度的衰减曲线，并更新对应的TGC曲线。
6.根据权利要求5所述的成像自动增益补偿系统，其特征在于：所述信号和图像处理模块在进行图像处理时，根据预定的探头识别所获得的型号对应的盲区物理大小对应在图像中的位置进行区分；根据获得的探头型号对应的盲区大小，将近场区域设定为增益衰减区用于后续降低高亮的盲区信号，在远场设置为增益补偿区，用于放大微弱的组织信号；
所述信号和图像处理模块，采用连续的多帧组织深度范围值集合的并集作为组织的深度位置区，并设计连续多帧的稳定TGC曲线，保证帧间和帧内图像亮度渐变；
若检测的组织部位段的深度范围区域大小小于预设值，所述TGC曲线调整更新模块不对TGC曲线进行调整更新；
TGC曲线调整更新模块对TGC曲线进行更新，采用可变增益的信号放大器对采样之前的模拟信号幅度进行调节，或在采集完后，使用曲线的增益系数对数据进行数值大小的调整。
7.一种计算机可读存储介质，其特征在于，所述计算机可读存储介质中存储有指令，当所述指令在超声内镜成像设备上运行时，使得所述超声内镜成像设备执行如权利要求1-4任一项所述的成像自动增益补偿方法。
8.一种超声内镜，其特征在于，包括：存储器，处理器，及存储在所述存储器上并可在所述处理器上运行的计算机程序，所述处理器执行所述计算机程序时，实现如权利要求1-4中任一项所述的成像自动增益补偿方法。
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