一种数字化病理成像设备的制作方法

本发明涉及光学成像技术领域，特别涉及一种数字化病理成像设备。

背景技术：

数字化病理是指将计算机和网络应用于了病理学领域，是一种现代数字系统与传统光学放大装置有机结合的技术。其主要采用数字病理成像设备对切片组织进行扫描。

现有的数字病理成像设备一般包括显微物镜和光源系统。其光源照射出来的光通常呈高斯分布，显微视野中央区域亮度最高，四周亮度较低，这种光照不均的问题，在数字显微镜中体现为数字图像呈现明暗照度不均，特别是数字病理全切片成像领域，多个显微视野的数字图像需要拼接，光照不均则导致拼接后的数字病理图像中存在明暗波动，必须通过数字图像亮度调整算法进行补偿，否则造成诊断医生的视觉疲劳，降低诊断效率与诊断精度。通常，数字病理图像尺寸较大，对于这样的大数据进行亮度补偿，计算效率低下，导致数字病理成像整体耗时较大。

另外，现有的显微物镜一般由入瞳透镜，孔径光阑，中间透镜或中间透镜组合，以及出瞳透镜组成，作用是将本观测物体的局部区域进行放大，以实现人们对微观世界的观察。来自被观测物体的光线，首先通过入瞳透镜，照射入镜筒之中，其次在孔径光阑和中间透镜的作用下被放大，最后通过出瞳透镜照射到镜筒之外，并实现清晰的成像。

显微物镜的性能主要由：数值孔径、视野范围、放大倍数、有效焦距。数值孔径描述了物镜收光锥角的大小，直接决定显微物镜的收光能力以及光学分辨率，例如：数值孔径越大，显微物镜收光能力越强，光学分辨率越高；视野范围是显微物镜所能够放大成像的观测物体范围，放大倍数是视野范围与成像面积的比例，通常在成像面积固定的情况下，放大倍数越大，视野范围越小，所需要的中间透镜数量越多(通常大于三片透镜)，以抑制高倍率成像的像差；有效焦距是光学系统的主点到焦点在光轴上的距离，有效焦距越小，放大倍数越大，视野范围越小，数值孔径越大。

对于光学显微镜使用者来说，理想的显微物镜具备特点：较大视野范围、较大数值孔径，以实现一次性即可观察到被观测物体超微结构的全部细节，提高显微观察效率，减少观察负担。然而，根据上述决定显微物镜性能的各参数之间关系可知，对超微结构的清晰成像，势必需要增大数值孔径以及放大倍数，这必然导致视野范围的缩小，中间透镜数量增多，显微物镜的体积和制作生产成本和装配难度骤增。

上述的传统显微物镜中存在的限制，导致在实际应用中，为光学显微镜使用者带来诸多不变。例如，在病理诊断领域，医生每天要承担100张以上的病理切片显微观察任务，使用传统显微物镜，由于数值孔径和放大倍数的限制，医生在观察每一张切片时都需要反复切换不同倍率的显微物镜，以实现对病理切片从宏观到超微结构的精确观察，保证病理诊断的精准；由于视野范围的限制，医生在进行显微观察时必须操作平移载物台，以实现对整个切片中每一个局部组织的观察和诊断，防止误诊和漏诊；上述说明传统显微镜性能上的限制，导致光学显微镜使用复杂度加大，医生观察一张病理切片通常需要20分钟以上，效率极低，面对巨大的诊断工作量，病理医生的劳动负担以及强度巨大，不仅威胁着病理医生身心健康，同时也为病理诊断的漏诊和误诊增大了风险。另一方面，由于显微物镜体积大，导致光学显微镜体积大，不利于其在面积受限的病理科进行大量放置，同时高昂的价格，不利于医院的采购，也导致了病理诊断医疗费用的增加。

由于上述光源系统和显微物镜的缺陷，导致数字病理技术虽然能够在一定程度上减轻病理医生的负担和劳动强度，提升病理诊断精准度，但是，病理诊断的效率仍然没有得到改善，甚至比传统的病理诊断效率更加低下，这严重限制了数字病理技术的发展及其在临床中的应用。

技术实现要素：

有鉴于此，本发明提供一种数字化病理成像设备，主要目的在于使其光源发出的光更加均匀，并且显微物镜的数值孔径、视野范围都足够大的同时体积更小、成本更低。

为达到上述目的，本发明主要提供如下技术方案：

本发明的实施例提供一种数字化病理成像设备，包括显微照明装置、显微物镜和数字图像传感器；

所述显微照明装置包括光源、米氏散射器件、光学腔和聚光镜；光源位于米氏散射器件的一侧，聚光镜位于米氏散射器件的另一侧，所述米氏散射器件套设在光学腔内；光源用于发出光照射到米氏散射器件上；米氏散射器件用于将光源射入的光发散照射到聚光镜上；聚光镜用于将米氏散射器件射入的光聚焦输出到第一透镜上；

所述显微物镜包括沿光轴方向依次设置的第一透镜和第二透镜，所述显微物镜通过第一透镜接收从被测体射入的光；第一透镜面向物面的表面为前表面，面向像面的表面为后表面；第二透镜面向物面的表面为前表面，面向像面的表面为后表面；第一透镜前表面镀有第一半透半反光学介质分光薄膜，第二透镜后表面镀有第二半透半反光学介质分光薄膜；

所述数字图像传感器用于接收从第二透镜射入的光，并进行数字成像。

本发明进一步设置为：所述显微照明装置的数量为多个、且依次排布形成显微照明装置阵列；

所述显微物镜的数量与所述显微照明装置的数量相等、且一一对应，以形成物镜阵列；

所述数字图像传感器的数量与所述显微物镜的数量相等、且一一对应，以形成传感器阵列。

本发明进一步设置为：所述传感器阵列用于沿第一方向运动时，各数字图像传感器所成的像在第二方向上依次无间隔排布；所述第一方向与第二方向垂直。

本发明进一步设置为：所述传感器阵列沿第一方向具有N个平行间隔排布的行，N为大于或等于2的整数；

其中，相邻的两行沿第一方向分别为第N1行和第N2行，N2＝N1+1，N1 为大于或等于1的整数；第N2行沿第二方向相对第N1行偏移大小为FoV的距离，FoV为数字图像传感器所成的像在第二方向上的尺寸大小。

本发明进一步设置为：所述传感器阵列沿第一方向具有N个平行间隔排布的行，N为大于或等于3的整数；传感器阵列中位于最外侧两行的数字图像传感器的数量相等、且均为M1个，其它行的数字图像传感器的数量为M2 个，M1＝M2+1；

其中，相邻的两行沿第一方向分别为第N1行和第N2行，N2＝N1+1，N1 为大于或等于1的整数；当N2小于N时，第N2行沿第二方向相对第N1行偏移大小为FoV的距离；当N2等于N时，第N2行沿第二方向相对第N1行凸出大小为FoV的距离；FoV为数字图像传感器所成的像在第二方向上的尺寸大小。

本发明进一步设置为：各行内数字图像传感器的数量均为两个以上、且沿第二方向依次排布；

各行内相邻两数字图像传感器在第二方向上的距离相等、且均为r1。

本发明进一步设置为：N为大于或等于(W+r)/FoV的最小整数；

r1＝N*FoV-W；

其中，W为数字传感器沿第二方向的尺寸大小；r为同一行内相邻两数字图像传感器的加工工艺在第二方向上所能实现的最小间隔。

本发明进一步设置为：相邻两行在第一方向上的间隔为r2，r2为相邻两行内的数字图像传感器的加工工艺在第一方向上所能实现的最小间隔。

本发明进一步设置为：数字化病理成像设备还包括固定板，所述固定板上设有安装孔；

所述安装孔的数量与显微物镜的数量相等、且一一对应；各所述显微物镜一一对应地安装在相应的安装孔内，且第一透镜位于安装孔的一端，第二透镜位于安装孔的另一端。

本发明进一步设置为：所述第一透镜的外径小于所述第二透镜的外径；

所述安装孔包括依次连接的第一孔段、第二孔段和第三孔段，所述第一孔段、第二孔段和第三孔段三者的外径依次减小；

其中，所述第一透镜固定在所述第一孔段上，所述第二透镜固定在第三孔段上。

本发明进一步设置为：所述第一孔段的侧壁上设有第一缺口，所述第一缺口内填充有光粘胶剂，所述第一透镜通过所述光粘胶剂固定在所述第一孔段上；

和/或，所述第三孔段的侧壁上设有第二缺口，所述第二缺口内填充有光粘胶剂，所述第二透镜通过所述光粘胶剂固定在所述第三孔段上。

本发明进一步设置为：当第一孔段的侧壁上设有第一缺口、且第三孔段的侧壁上设有第二缺口时，所述第一缺口位于第一孔段的靠近第二孔段的一端，所述第二缺口位于所述第三孔段的背离第二孔段的一端。

本发明进一步设置为：所述第二孔段呈锥台形，所述第二孔段的中心线与第一透镜或第二透镜的中心线重合。

本发明进一步设置为：所述光源为发光二极管，或者半导体激光器。

本发明进一步设置为：所述米氏散射器件，是一种分布着米氏散射介质粒子的固体光学器件，该光学器件为透明，或者半透明，光学器件的折射率小于米氏散射介质粒子的折射率。

本发明进一步设置为：所述光学腔，是包裹在米氏散射器件外部的两端开口的中空筒状封闭腔，其内壁为反射光的镜面，或者黑色氧化层表面。

本发明进一步设置为：所述聚光镜，是一种能够将均匀光传播方向进行收缩，进行聚光照射的光学透镜或者光学透镜组合。

本发明进一步设置为：所述光源通过光学胶粘接固定在米氏散射器件的一侧，聚光镜通过光学胶粘接固定在米氏散射器件的另一侧。

本发明进一步设置为：第一透镜和第二透镜是圆形透镜，第一透镜和第二透镜之间具有间隔；间隔中充满空气或者液体，又或者间隔内设有其他透镜及其他透镜组合。

本发明进一步设置为：第一透镜的前表面和后表面的面型为非球面，第二透镜的前表面和后表面为非球面。

本发明进一步设置为：数字化病理成像设备还包括图像数据采集控制器、数据总线接口、随机存储器、中央处理器、非易失性存储器和显示输出端口；

其中，数字图像传感器通过并行数据接口与图像数据采集控制器相连，图像数据采集控制器用于读取数字图像传感器传输来的数字图像数据；图像数据采集控制器与随机存储器通过数据总线接口进行连接，图像数据采集控制器通过数据总线接口向随机存储器传送数字图像数据；中央处理器与随机存储器、非易失性存储器以及显示输出端口通过电路总线连接，中央处理器用于读取随机存储器中的数字图像数据，将数字图像数据存储入非易失性存储器中，同时输出到显示输出端口用于图像数据显示。

本发明进一步设置为：图像数据采集控制器以及中央处理器为具有串行计算及逻辑处理的处理器芯片或电子系统、或者具有并行计算及逻辑处理的处理器芯片或电子系统、又或者兼具串行以及并行计算及逻辑处理的处理器芯片或电子系统。

本发明进一步设置为：数据总线接口为从图像数据采集控制器到随机存储器之间的数据总线及硬件接口。

本发明进一步设置为：随机存储器为具有数据缓冲存取的寄存器；和/ 或，非易失性存储器为电源关闭后，所存储的数据不会消失的计算机存储器。

本发明进一步设置为：图像数据采集控制器用于并行或者串行接收数字图像传感器的方法或者通信协议，以对图像数据采集处理，并采用串行或者并行数据处理算法，对图像数据进行预先处理。

本发明进一步设置为：随机存储器用于以直接存储器访问的方式将读取的总线接口数据写入。

本发明进一步设置为：中央处理器用于将随机存储器中存储的数据进行读取，以直接存储器访问的方式将随机存储器中读取的数据写入显示输出端口。

本发明进一步设置为：非易失性存储器用于将随机存储器中存储的数据进行读取，以直接存储器访问的方式将读取的随机存储器数据写入。

借由上述技术方案，本发明数字化病理成像设备至少具有以下有益效果：

(1)显微照明装置所输出的白色光，光照均匀，光谱分布均匀，传统显微光源照明光亮呈高斯分布，不同照明的光谱分布不一定相同；显微照明装置能够保证较高光源利用率，传统光源体积大，且不能保证光源利用率；显微照明装置的结构简单且装配简单，实现聚焦照射，仅需要一枚光学镜头，传统光源需要多枚透镜组合才能实现照射相对均匀的光源；光源采用发光二极管，功耗低、价格便宜，且能够持续使用5万小时以上，因此，相对于传统光源，本发明稳定、可靠，使用时间长。

(2)本发明的显微物镜采用折反射式结构，不仅能够以极少的透镜数量实现高性能的光学显微物镜，而且增长了光线在光学系统中传播的路径长度，使显微物镜达到了其所能的衍射极限，将两片透镜的光学性能发挥到极致；本发明的显微物镜由于在保证高性能的同时减少了透镜的数量，带来物镜体积的极大减少，生产成本的极大节省，以及生产难度的极大降低；本发明的显微物镜能够实现成像光的汇聚，形成高能量成像焦点，极大提升成像的信噪比，实现在一个大的显微视野内的高质量清晰成像；本发明的显微物镜完全满足光学显微镜的小型化需求，特别地，完全满足数字病理高速扫描的需求，能够将传统的数字病理扫描时间提升10倍以上，完全满足数字病理技术在临床病理诊断中的高效与精准的应用需求。

(3)第一透镜阵列与第二透镜阵列组成新型物镜阵列，能够对位置相近的多个组织区域进行同时的显微成像，有效实现高效的病理组织芯片观察与诊断、高速数字病理扫描。

(4)由多个显微照明装置依次排布形成显微照明装置阵列，可以满足显微物镜阵列的照明需求，且光照更加均匀。

(5)通过在固定板上设置多个安装孔，该多个安装孔呈与显微物镜相同的阵列排布，各显微物镜可以一一对应地安装在相应的安装孔内，从而可以对呈阵列排布的显微物镜进行固定。

(6)现有技术中，中央处理器首先接收USB等外部设备接口传输来的图像数据，其次将数据写入随机存储器，然后读取随机存储器内的数据，将其送入显示输出端口，在显示结束后，数据停留在显示缓存，中央处理器再将随机存储器内的数据通过总线传输到非易失性存储器中。这个过程由中央处理器进行控制，通常造成数据传输缓慢，通常需要10秒以上，甚至数分钟的时间，例如当中断处理任务发生时，中央处理器需要暂停当前数据传输任务，中断处理任务结束后，中央处理器需要回复数据传输任务，过多的中断处理任务可导致数据传输速度降低。

本发明的方法，数据传输过程没有中央处理器的干预，控制程序控制中央处理器将数据总线控制权切换到总线控制器，从而实现数据从总线直接对随机存储器的传输，此情况下，数据传输属于端到端的传输，不存在中断，且总线传输速度大，能够实现更加高速的数据传输。

另外，本发明的方法，用于显示的数据传输与面向非易失性存储器的数据传输属于并发性数据传输，二者同时进行，且属于直接存储器读取与数据传输，因此数据速度的上限被限制在显示端口以及非易失性存储器速度，充分发挥数据总线传输优势，使数据传输速度达到极限。

上述说明仅是本发明技术方案的概述，为了能够更清楚了解本发明的技术手段，并可依照说明书的内容予以实施，以下以本发明的较佳实施例并配合附图详细说明如后。

附图说明

图1是本发明的一实施例提供的一种数字化病理成像设备的结构简图；

图2为本发明提供的一种显微照明装置的结构示意图；

图3为图2中显微照明装置的光路示意图；

图4为本发明的显微照明装置在数字病理显微成像中的应用示意图；

图5为使用本发明显微照明装置照明时的显微图像；

图6为使用传统显微照明装置照明时的显微图像；

图7为本发明的显微物镜的结构及光路图；

图8为本发明显微物镜的第一透镜的结构图；

图9为本发明显微物镜的第二透镜的结构图；

图10为本发明显微物镜光学系统的调制传递函数MTF图；

图11为本发明显微物镜光学系统的纵截面的光线特性光扇图；

图12为本发明显微物镜光学系统的横截面的光线特性光扇图；

图13为本发明显微物镜光学系统的纵截面的光程光扇图；

图14为本发明显微物镜光学系统的横截面的光程光扇图；

图15为本发明显微物镜光学系统的点列图；

图16为本发明显微物镜光学系统的视场场曲图；

图17为本发明显微物镜光学系统的畸变图；

图18为本发明提供的一种显微照明装置阵列的结构示意图；

图19为本发明显微物镜阵列的截面图；

图20为本发明显微物镜阵列的成像示意图；

图21是本发明的一实施例提供的一种显微物镜与数字图像传感器两者组合的阵列排布方式；

图22是本发明的另一实施例提供的一种显微物镜与数字图像传感器两者组合的阵列排布方式；

图23是本发明的一实施例提供的一种数字图像传感器的阵列排布方式；

图24是本发明的另一实施例提供的一种数字图像传感器的阵列排布方式；

图25是本发明的一实施例提供的一种固定板的结构示意图；

图26是本发明的一实施例提供的一种显微物镜安装在固定板上的剖面结构示意图；

图27为本发明数字化病理成像设备的数字图像大数据高速传输的硬件实现结构与数据处理流程图；

图28为本发明数字化病理成像设备的数字图像大数据高速传输的硬件实现结构图。

附图标记：1、显微物镜；2、数字图像传感器；3、显微照明装置；101、光源；102、光学腔；103、米氏散射器件；104、米氏散射介质粒子；105、聚光镜；106、连接板；201、光源发出的光；202、经过米氏散射介质粒子散射的光；203、散射光照射到光学腔壁上进行反射的光；204、通过米氏散射器件射出的光；205、通过聚光镜汇聚的光；206、汇聚光形成的光照面；301、微型LED发光芯片；302、UV固化光学粘合胶；303、米氏散射微棒；304、纳米微球；305、透明聚碳酸酯；306、镜筒；307、平凸透镜；308、出射光线；309、载玻片；310、被观测细胞；311、盖玻片；402、使用传统照明时图像中心亮；403、使用传统照明时图像四周暗；50、物面；501、第一半透半反光学介质分光薄膜；502、第一透镜；503、第一透镜后表面；504、第二透镜前表面；505、第二透镜；506、第二半透半反光学介质分光薄膜；507、像面；61、固定板；62、安装孔；64、光粘胶剂；621、第一缺口；622、第二缺口；601、第一孔段；602、第二孔段；603、第三孔段；7、图像数据采集控制器；8、数据总线接口；9、随机存储器；10、中央处理器；11、非易失性存储器；12、显示输出端口。

具体实施方式

下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述。需要说明，若本发明实施例中有涉及方向性指示(诸如上、下、左、右、前、后……)，则该方向性指示仅用于解释在某一特定姿态(如附图所示)下各部件之间的相对位置关系、运动情况等，如果该特定姿态发生改变时，则该方向性指示也相应地随之改变。另外，若本发明实施例中有涉及“第一”、“第二”等的描述，则该“第一”、“第二”等的描述仅用于描述目的，而不能理解为指示或暗示其相对重要性或者隐含指明所指示的技术特征的数量。由此，限定有“第一”、“第二”的特征可以明示或者隐含地包括至少一个该特征。

如图1所示，本发明的一个实施例提出的一种数字化病理成像设备，包括显微物镜1、数字图像传感器2和显微照明装置3。如图2所示，显微照明装置3包括光源101、米氏散射器件103、光学腔102和聚光镜105；光源101 位于米氏散射器件103的一侧，聚光镜105位于米氏散射器件103的另一侧，米氏散射器件103套设在光学腔102内；光源101用于发出光照射到米氏散射器件103上；米氏散射器件103用于将光源101射入的光发散照射到聚光镜105上；聚光镜105用于将米氏散射器件103射入的光聚焦输出到被测体比如被观测细胞301上。如图7所示，显微物镜1包括沿光轴方向依次设置的第一透镜502和第二透镜505。显微物镜1通过第一透镜502接收从被测体射入的光。第一透镜502面向物面50的表面为前表面，面向像面507的表面为后表面；第二透镜505面向物面50的表面为前表面，面向像面507的表面为后表面；第一透镜502前表面镀有第一半透半反光学介质分光薄膜501，第二透镜505后表面镀有第二半透半反光学介质分光薄膜506。数字图像传感器2用于接收从第二透镜505射入的光，数字图像传感器2可以对接收的光线进行处理并转化为电信号输出，以进行数字成像。

其中，显微照明装置3的技术原理如下：如图2和图3所示，显微照明装置3的核心器件是一种充满米氏散射介质粒子104的固体光学器件，该器件为透明或半透明的固体，材质为光学树脂或光学玻璃，具有将入射光束进行均匀散射输出的性能。在米氏散射器件103的两侧，分别放置光源101以及聚光镜105。光源101可以通过光学胶粘接固定在米氏散射器件103的一侧，聚光镜105可以通过光学胶粘接固定在米氏散射器件103的另一侧。光源101一端为光束入射端，聚光镜105一端为光束输出端。为了使入射光进入米氏散射器件103后不从器件向外透射，在米氏散射器件103外侧包裹中空镜筒306(如图4所示)，为了提升光源101的光照利用率，可对镜筒306 内壁进行全反射膜镀膜处理，为了进一步降低成本且光照亮度足够的情况下，可对镜筒306内壁进行黑色氧化处理。

当光源101发出的光束照射入米氏散射器件103后，由于器件内部充满介质粒子，光束遇到这些粒子会发生大量的米氏散射，这些散射的光在通过米氏散射器件103的过程中不断地进行散射与叠加，最终输出光照均匀的光。

当镜筒306内壁为全反射镀膜时，在米氏散射器件103内发生散射的光，被镜筒306内壁反射，并在期间内不断地发生散射、叠加与反射，导致光强损耗较少，米氏散射器件103输出的光强较亮。

当镜筒306内壁为黑色氧化处理时，在米氏散射期间内发生散射的光，照射到镜筒306内壁，将不反射或者反射光极弱，导致光在米氏散射器件103 内传输的损耗较大，米氏散射期间输出的光强较弱。

当光源101采用彩色发光二极管时，由于二极管制作工艺原因，红色光、蓝色光、绿色光三种发光二极管不能集成于相同位置，经过聚光镜105，形成位于不同位置的三个焦点，导致显微观察出现色彩偏差。但是，基于米氏散射理论，米氏散射的程度跟波长无关，光子散射后性质保持不管，因此，经过米氏散射器件103，尽管三种发光二极管处于不同的位置，但是仍然获得稳定的均匀白色输出，且能够通过聚光镜105，形成一个焦点。

当光源101采用白光发光二极管时，每一个二极管发出的白色光，其光谱成分均不相同，但是，基于上述米氏散射理论，经过米氏散射器件103所输出的白色光，尽管发光二极管不同，但仍能形成稳定均匀的白光输出，提升了光源101的稳定性。

图3为本发明基于米氏散射的均匀光显微照明装置3的光路示意图。其中，箭头201为光源101发出的光，箭头202为经过米氏散射介质粒子104 散射的光，箭头203为散射光照射到光学腔102壁上进行反射的光，箭头204 为通过米氏散射器件103射出的光，箭头205为通过聚光镜105汇聚的光， 206为汇聚光形成的光照面。

上述的光源101可以为发光二极管或半导体激光器。米氏散射器件103 可以是一种分布着米氏散射介质粒子104的固体光学器件。米氏散射介质粒子104分布在固体光学器件内部。该光学器件为透明，或者半透明。光学器件的折射率小于米氏散射介质粒子104的折射率。光学腔102可以是包裹在米氏散射器件103外部的两端开口的中空筒状封闭腔，其内壁为反射光的镜面，或者黑色氧化层表面。聚光镜105是一种能够将均匀光传播方向进行收缩，进行聚光照射的光学透镜或者光学透镜组合。

在一个具体的应用示例中，如图4所示，上述的光源101可以为微型LED 发光芯片301，米氏散射器件103为米氏散射微棒303，光学腔102为镜筒 306，聚光镜105为平凸透镜307。在该示例中，所述一种基于米氏散射的均匀光显微照明装置3包括微型LED发光芯片301、米氏散射微棒303、镜筒 306、以及平凸透镜307。所述米氏散射微棒303是以透明聚碳酸酯305为基础材料，其中掺杂乳酸-羟基乙酸聚合物(PLGA)或者聚乙烯醇(PVA)为材料、直径为1-100纳米的纳米微球304的小型柱体光学器件，纳米微球304 即为前述的米氏散射介质粒子104。柱体直径与LED发光部分的直径相同或近似，聚碳酸酯的折射率小于纳米微球304的折射率，纳米微球304的分布为随机分布，这样，可使入射光照射到纳米微球304，从而发生米氏散射。所述镜筒306为包裹米氏散射微棒303表面的不透光中空圆筒，其内壁具有光反射镜面镀膜，可以反射米氏散射光，以保证出射光具有较强的亮度。所述平凸透镜307是具有两个表面的一枚透镜，一个表面为平面，另一个表面为球面，将米氏散射微棒303的出射光进行汇聚，汇聚点的距离等于平凸透镜307的焦点距离。所述微型LED发光芯片301与平凸透镜307使用UV固化光学粘合胶302分别粘合在米氏散射微棒303的输入端与输出端，微型LED 发光芯片301的发光表面与米氏散射微棒303的输入端表面粘合，平凸透镜 307的平面表面与米氏散射微棒303的输出端粘合。

所述一种基于米氏散射的均匀光显微照明装置3的一种实施例，其使用方法是这样的：如图4所示，首先对微型LED发光芯片301通电，LED表面发光，光束在米氏散射微棒303内部发生米氏散射，以使均匀的白光从米氏散射微棒303输出，并照射在平凸透镜307的平面表面，通过平凸透镜307 的折射，均匀白光即平面透镜的出射光线308被汇聚照射在平凸透镜307的焦点上。此时，如果被观测物体为组织切片上的被观测细胞310，组织切片位于载玻片309和盖玻片311之间。组织切片位置在均匀白光汇聚焦点上，均匀白光透过组织切片形成物体光，照射到光学显微镜的显微物镜1中，通过显微镜光学系统，物体光被放大并成像于数字图像传感器2上，通过计算机对数字图像传感器2数据的读取与编码，形成数字显微图像，显示在显示器上。由于照射在组织细胞上的光为均匀照射的白色光，因此在数字显微图像上，将不能观测到原始LED发出的光亮呈高斯分布的明暗不同的背景，而是背景光亮均匀的图像。

其中，图5为使用本发明一种基于米氏散射的均匀光显微照明装置3照明时的显微图像，图6为使用传统显微照明装置照明时的显微图像。图6中的402为使用传统照明时图像中心亮，403为使用传统照明时图像四周暗。通过对比图5和图6，可以看出本发明中显微照明装置3所输出的白色光，光照均匀，光谱分布均匀；而传统显微光源照明光亮呈高斯分布，光照分布不均匀。

上述的显微物镜1是一种折反射式的物镜。首先，如图7所示，沿其光轴方向，从被观测物体表面(物面50)到成像表面(像面507)依次包括第一透镜502和第二透镜505。第一透镜502为弯月透镜，面向物面50的前表面为凹面，面向像面507的后表面为凸面。第二透镜505为凹凸透镜，面向物面 50的前表面为凹面，面向像面507的后表面为凸面。第一透镜502和第二透镜505的前后表面曲率均不相同。孔径光阑位于第一透镜502的后表面位置。

如图7至图9所示，第一透镜502的前表面和第二透镜505的后表面均镀有半透半反光学介质分光薄膜。其中，半透半反光学介质分光薄膜是一种光学镀膜，能够使入射光沿入射方向透过并继续传播，同时使入射光沿入射逆方向反射并沿入射逆方向继续传播，沿入射方向透过并继续传播的光为透过光，沿入射逆方向发射并沿入射逆方向继续传播的光为反射光，根据能量守恒定律，反射光与透过光的能量总和等于入射光的能量，具体体现在反射光与透过光的光照强度的总和等于入射光的光照强度。

在一个具体的应用示例中，前述显微物镜1的具体性能参数可以为：视野范围直径为1毫米，数值孔径为0.6，有效焦距为0.78毫米，入瞳直径为 1.17毫米，视野范围为1.17毫米，系统总长为4.23毫米，放大倍数为5.14 倍，成像分辨率为0.24微米/像素，工作波长为0.4微米到0.7微米的可见光波长区域，设计波长为0.643微米、0.591微米、0.542微米、0.5微米、 0.466微米，其中设计中心波长为0.542微米，上述参数满足光学显微镜成像和设备小型化的实现需要，满足数字病理扫描效率提升以及高质量显微成像的实现需要。

前述显微物镜1的主要性能参数之间具体可以满足如下关系：

数值孔径与工作介质折射率以及入射光最大锥角的半角之间的关系：

NA＝n*sinθ-----------------------------------------------式1

其中，NA表示数值孔径，n表示工作介质折射率，θ表示入射光最大锥角的半角。

入射光最大锥角的半角与入瞳直径以及有效焦距之间的关系：

tanθ＝EPD/(2*EFL)----------------------------------------式2

其中，θ表示入射光最大锥角的半角，EPD表示入瞳直径，EFL表示有效焦距。

成像分辨率与放大倍数以及视野范围之间得关系：

δ＝ρ²/(Mag*U)--------------------------------------------式3

其中，δ表示成像分辨率，ρ表示图像传感器的像素大小，Mag表示放大倍数，U表示单位长度；本实例中ρ具体为1.12微米，U具体为1微米，Mag 具体为5.14，因此，成像分辨率具体为0.24微米/像素。

上述显微物镜1的所有透镜的材料均可以采用低熔点和高低色散搭配的玻璃。上述的材质高低色散搭配，也即第一透镜502选用高色散材料玻璃且第二透镜505选用低色散材料玻璃，或者第一透镜502选用低色散材料玻璃且第二透镜505选用高色散材料玻璃，通过上述高低色散的材质组合搭配，使光学色散相互补偿，实现色差的消除以及成像质量的提升。在一个具体的应用示例中，第一透镜502和第二透镜505两者可以是SCHOTT公司的编号 NLAF35材料(Vd＝-2.6444)搭配编号NSK16(Vd＝-0.0007)材料，或者HOYA公司的编号NBF2(Vd＝-0.9575)材料搭配编号MBACD15(Vd＝2.1589)材料，又或者成都光明公司的编号DLAF82L(Vd＝-2.0274)材料搭配HZK7(Vd＝-0.2680)材料等。

所述显微物镜1的一种实施例，如图7所示，具体为沿光轴方向从左向右分别设置的物面50、第一透镜502、第二透镜505以及像面507。其中，物面50位于最左侧有限远，像面507位于最右侧有限远，第一透镜502的前表面以及第二透镜505的后表面均镀有半透头半反的光学介质分光薄膜。该半透半反的光学介质分光薄膜，具体为：一种半透半反光学介质分光镀膜，利用其光学性能，实现对入射到镀膜表面的光，一部分进行透射，一部分进行反射。

本发明显微物镜1的一种实施例，如图7所示，光在系统中的传播路径具体如下：首先沿光轴方向，从被观测物体来的光照射到镀有第一半透半反光学介质分光薄膜501的第一透镜502前表面，第一透镜502前表面面向物面50为凹面，面向像面507为凸面，第一半透半反光学介质分光薄膜501 的曲率与第一透镜502前表面的曲率相同，入射光被第一透镜502前表面镀膜反射的光不作成像，另一部分被透过的光通过第一透镜502及其后表面，照射到第二透镜505的前表面，第一透镜502的后表面面向物面50为凹面，面向像面507为凸面，第二透镜505的前表面面向物面50为凹面，面向像面 507为凸面；光线通过第二透镜505的前表面，照射到镀有第二半透半反光学介质分光薄膜506的第二透镜505后表面，第二透镜505后表面面向物面 50为凹面，面向像面507为凸面，第二透镜505后表面的光学镀膜的曲率与第二透镜505后表面的曲率相同；被第二透镜505后表面的第二半透半反光学介质分光薄膜506反射的光再次进入光学系统，透过第二透镜505后表面光学膜的光散射照射到像面507。

其中，再次进入光学系统的光，被第二透镜505所聚焦，再次进入第一透镜502，再通过第一透镜502前表面的第一半透半反光学介质分光薄膜501 进行反射，最终聚焦照射到像面507上；因此像面507上具有散射的第一次光传播透射光，同时具有聚焦的折反射光，但是由于聚焦光的光照强度远大于散射光的光照强度，因此，像面507上能够成高信噪比的高清高质量的显微图像。

根据上述成像原理，在像面507上的光成分为发散的、没有形成焦点的完全透射光，以及汇聚的、形成成像焦点的多次反射光，多次反射光的辐照远远高于一次完全透射光，在成像中，完全透射光为噪声，多次反射光为成像，因此成像对比噪声的信噪比高，即使存在完全透射光，也对清晰成像不会造成较大影响。

前述的第一透镜502和第二透镜505可以均是圆形透镜。第一透镜502 和第二透镜505之间具有间隔。间隔中可以充满空气或者液体，又或者间隔内设有其他透镜及其他透镜组合。第一透镜502的前表面和后表面的面型可以均为非球面，第二透镜505的前表面和后表面可以均为非球面。

本发明公开的显微物镜1光学系统的设计数据可以如表1所示。表1给出了上述的一种实施例：显微物镜1光学系统中每一片透镜表面以及半透半反光学介质分光薄膜的具体设计参数值。

表1为本发明的显微物镜光学系统的设计参数。

图10显示了本实施例的显微物镜光学系统的调制传递函数MTF，接近衍射极限。图11显示了本实施例的光学系统的纵截面的光线特性，图12显示了本实施例的光学系统的横截面的光线特性。图13显示了本实施例的光学系统的纵截面的光程特性图，图14显示了本实施例的光学系统的横截面的光程特性图。图15显示了本实施例的光学系统点列图。图16显示了本实施例的光学系统视场场曲图，图17显示了本实施例的光学系统畸变图。这些性能图均表示了上述显微物镜光学系统具有良好的光学性能，成像质量接近完美成像，完全满足光学显微观察以及数字病理成像的要求。

进一步的，如图18所示，前述显微照明装置3的数量可以为多个、且依次排布形成显微照明装置阵列。如图19所示，显微物镜1的数量与显微照明装置3的数量相等、且一一对应，以形成物镜阵列。在该物镜阵列中，各第一透镜502依次排布形成第一透镜阵列，各第二透镜505依次排布形成第二透镜阵列。如图21和图22所示，前述数字图像传感器2的数量与显微物镜 1的数量相等、且一一对应，以形成传感器阵列。

其中，第一透镜阵列与第二透镜阵列组成新型物镜阵列，能够对位置相近的多个组织区域进行同时的显微成像，有效实现高效的病理组织芯片观察与诊断、高速数字病理扫描。并且由多个显微照明装置3依次排布形成显微照明装置阵列，可以满足显微物镜1阵列的照明需求，且光照更加均匀。

如图18所示，本发明还可以包括连接板106，前述各显微照明装置3的光学腔102可以依次排布在连接板106上。具体来说，连接板106上可以依次间隔设有多个贯穿两端的通孔，其中，每个通孔为一个光学腔102。各米氏散射器件103一一对应地套设在相应的光学腔102内。在本示例中，通过设置的连接板106，方便固定各米氏散射器件103，使各米氏散射器件103 形成一个整体。

进一步的，如图21和图22所示，前述的传感器阵列用于沿第一方向运动时，各数字图像传感器2所成的像在第二方向上依次无间隔排布；第一方向与第二方向垂直。其中，第一方向可以为图1和图2中的X方向，第二方向可以为图1和图2中的Y方向。

具体来说，因为各数字图像传感器2呈阵列排布，从而与数字图像传感器2一一对应的各显微物镜1也呈阵列排布。又因为各显微物镜1与数字图像传感器2一一对应地保持相对固定，从而传感器阵列运动时由显微物镜1 所形成的物镜阵列会跟着同步运动。当传感器阵列和显微物镜1阵列一起沿第一方向运动时，比如沿图1和图2中X方向运动，显微物镜1阵列内的各显微物镜1同时对组织切片的各部分进行扫描，使各数字图像传感器2所形成的像在第二方向比如Y方向上依次无间隔排布。

在上述技术方案中，当显微物镜1阵列和数字图像传感器2阵列在单向对组织切片进行线性扫描时，可以并行拍摄并拼接显微图像，比现有技术中常规方法的速度提升了20倍以上，极大改善了数字病理扫描仪的用户使用体验，真正实现了数字病理的应用价值。

因为各显微物镜1与数字图像传感器2一一对应，从而由各显微物镜1 所形成的阵列与传感器阵列两者的排布方式和方法是相一致的。下面具体以传感器阵列的排布方式和方法进行描述，本领域技术人员在得知传感器阵列的排布方式的基础上，可以推知显微物镜1阵列的排列方式。

其中，传感器阵列内的各数字图像传感器2可以具有多种不同的排布方式，比如可以呈倾斜的一字形排布，或者呈Z字形排布。

在传感器阵列内的各数字图像传感器2呈倾斜的一字型排布的示例中，如图21所示，传感器阵列沿第一方向可以具有N个平行间隔排布的行。N为大于或等于2的整数。其中，相邻的两行沿第一方向分别为第N1行和第N2 行。N2＝N1+1，N1为大于或等于1的整数。第N2行沿第二方向相对第N1行偏移大小为FoV的距离。FoV为数字图像传感器2所成的像在第二方向上的尺寸大小。

在上述示例中，以N＝6具体举例说明。如图21所示，传感器阵列沿X 方向依次具有第1行、第2行、第3行、第4行、第5行和第6行。其中，第2行相对第1行向Y方向偏移FoV的距离。第3行相对第2行向Y方向偏移FoV的距离。第4行相对第3行向Y方向偏移FoV的距离。第5行相对第 4行向Y方向偏移FoV的距离。第6行相对第5行向Y方向偏移FoV的距离。

在传感器阵列内的各数字图像传感器2呈Z字形排布的示例中，如图22所示，传感器阵列沿第一方向具有N个平行间隔排布的行。N为大于或等于3 的整数。传感器阵列中位于最外侧两行的数字图像传感器2的数量相等、且均为M1个。其它行的数字图像传感器2的数量为M2个，M1＝M2+1。其中，相邻的两行沿第一方向分别为第N1行和第N2行。N2＝N1+1，N1为大于或等于 1的整数。当N2小于N时，第N2行沿第二方向相对第N1行偏移大小为FoV 的距离；当N2等于N时，第N2行沿第二方向相对第N1行凸出大小为FoV 的距离；FoV为数字图像传感器2所成的像在第二方向上的尺寸大小。

在上述示例中，以N＝6具体举例说明。如图22所示，传感器阵列沿X 方向依次具有第1行、第2行、第3行、第4行、第5行和第6行。第1行和第6行两者数字图像传感器2的数量相等，第2行至第5行四者数字图像传感器2的数量相等。第1行的数字图像传感器2的数量比第2行数字图像传感器2的数量多一个。其中，第2行相对第1行向Y方向偏移FoV的距离。第3行相对第2行向Y方向偏移FoV的距离。第4行相对第3行向Y方向偏移FoV的距离。第5行相对第4行向Y方向偏移FoV的距离。第6行相对第5行向Y方向凸出FoV的距离。

进一步的，如图21和图22所示，前述各行内数字图像传感器2的数量可以均为两个以上、且沿第二方向依次排布。各行内相邻两数字图像传感器 2在第二方向上的距离相等、且均为r1。如此可以使传感器阵列的结构更加紧凑，体积较小。

在一个具体的应用示例中，前述传感器阵列的相应排布参数可以采用以下公式获得。其中，N为大于或等于(W+r)/FoV的最小整数。r1＝N*FoV-W。 W为数字图像传感器2沿第二方向的尺寸大小；r为同一行内相邻两数字图像传感器2的加工工艺在第二方向上所能实现的最小间隔。

前述相邻两行在第一方向上的间隔为r2，r2为相邻两行内的数字图像传感器2的加工工艺在第一方向上所能实现的最小间隔。

通过上述公式所计算出的排布参数，可以使传感器阵列具有最小的排布结构，在扫描相同大小区域的组织切片时，采用上述方法排列的传感器阵列的体积较小，传感器阵列内各数字图像传感器2的有效利用率较高。

这里需要说明的是：前述FoV可以通过数字图像传感器2的图像测量获得。W可以通过测量数字图像传感器2的尺寸获得。r可以通过工艺评估获得。

下面以传感器阵列采用Z字形排布具体举例说明。

在第一实施例中，如图23所示，一种数字图像传感器2阵列，数字图像传感器2的尺寸如下：宽度W为5.18毫米，高度H为5.4毫米。成像范围 FoV为1.0毫米。数字图像传感器2绑定与封装工艺规定，横向最小间距r 为0.8毫米，纵向最小间距r2为0.82毫米。

因此，阵列的行数N计算如下：

(1)(W+r)/FoV＝(5.18+0.8)/1＝5.98。

(2)阵列的行数N取大于或等于5.98的最小整数，即阵列的行数N＝6。

(3)同一行内相邻两数字图像传感器2之间的间隔r1＝ N*FoV-W＝6*1-5.18＝0.82。

其中，各行内数字图像传感器2的具体数量可以根据实际情况而定，具体在此不再赘述。

在第二实施例中，如图24所示，一种数字图像传感器2阵列，数字图像传感器2的尺寸如下：宽度W为8.5毫米，高度H为8.5毫米。成像范围FoV 为1.0毫米。数字图像传感器2绑定与封装工艺规定，横向最小间距r为0.3 毫米，纵向最小间距r2为0.3毫米。

因此，阵列的行数N计算如下：

(1)(W+r)/FoV＝(8.5+0.3)/1＝8.8

(2)阵列的行数N取大于或等于8.8的最小整数，即阵列的行数N＝9。

(3)同一行内相邻两数字图像传感器2之间的间隔r1＝ N*FoV-W＝9*1-8.5＝0.5。

其中，各行内数字图像传感器2的具体数量可以根据实际情况而定，具体在此不再赘述。

进一步的，如图25和图26所示，本发明的数字化病理成像设备还包括固定板61，固定板61上设有安装孔62。安装孔62的数量与显微物镜1的数量相等、且一一对应；各显微物镜1一一对应地安装在相应的安装孔62内，且第一透镜502位于安装孔62的一端，第二透镜505位于安装孔62的另一端。

具体来说，前述固定板61上的多个安装孔62呈与显微物镜1相同的阵列排布，各显微物镜1一一对应地安装在相应的安装孔62内后，可以实现对呈阵列排布的显微物镜1进行固定。

在上述提供的技术方案中，通过将多个传统的支架集成在一起，形成一体式具有阵列安装孔62的固定支架(即固定板61)，减小了传统支架的壁厚，实现了阵列式显微物镜1的集成化固定。

在一个具体的应用示例中，如图26所示，前述第一透镜502的外径小于第二透镜505的外径。安装孔62包括依次连接的第一孔段601、第二孔段602 和第三孔段603。第一孔段601、第二孔段602和第三孔段603三者的外径依次减小。其中，第一透镜502固定在第一孔段601上，第二透镜505固定在第三孔段603上。在本示例中，第一孔段601和第三孔段603两者的长度较短，两者主要用于固定安装第一透镜502和第二透镜505。从第一透镜502 出射的光可以穿过第二孔段602照射到第二透镜505上。

在上述示例中，通过加工与透镜的外径相一致的孔段，具有方便安装固定透镜的效果，节省了固定支架的体积，有利于固定支架的小型化。

进一步的，如图25和图26所示，前述第一孔段601的侧壁上可以设有第一缺口621，该第一缺口621内填充有光粘胶剂64。前述的第一透镜502 通过光粘胶剂64固定在第一孔段601上。其中，为了保证第一透镜502的固定效果，优选的，第一缺口621的数量可以为两个以上，且绕第一孔段601 呈圆形均匀分布。在一个具体的应用示例中，第一缺口621的数量为四个。

同样的，如图25和图26所示，前述第三孔段603的侧壁上可以设有第二缺口622，第二缺口622内填充有光粘胶剂64。前述的第二透镜505通过光粘胶剂64固定在第三孔段603上。其中，为了保证第二透镜505的固定效果，优选的，第二缺口622的数量可以为两个以上，且绕第三孔段603呈圆形均匀分布。在一个具体的应用示例中，第二缺口622的数量为四个。

进一步的，如图26所示，当第一孔段601的侧壁上设有第一缺口621、且第二孔段602的侧壁上设有第二缺口622时，上述的第一缺口621可以位于第一孔段601的靠近第二孔段602的一端，第二缺口622位于第三孔段603 的背离第二孔段602的一端。在本示例中，通过将第一缺口621和第二缺口 622设置在相应孔段的光出射侧，如此有利于提高固定支架光入射侧的美观。

进一步的，如图26所示，前述的第二孔段602可以呈锥台形，第二孔段 602的中心线与第一透镜502或第二透镜505的中心线重合。因为从第一透镜502射出的光呈锥状发散地照射到第二透镜505上，而通过将第二孔段602 的形状设置为与第一透镜502的光柱的形状一致，具有节省固定支架空间的效果，使第二孔段602的外径不至于太大而影响固定支架的结构强度。

进一步的，如图27所示，本发明的数字化病理成像设备还可以包括图像数据采集控制器7、数据总线接口8、随机存储器9、中央处理器10、非易失性存储器11和显示输出端口12。

其中，数字图像传感器2通过并行数据接口与图像数据采集控制器7相连，图像数据采集控制器7用于读取数字图像传感器2传输来的数字图像数据；图像数据采集控制器7与随机存储器9通过数据总线接口8进行连接，图像数据采集控制器7通过数据总线接口8向随机存储器9传送数字图像数据；中央处理器10与随机存储器9、非易失性存储器11以及显示输出端口 12通过电路总线连接，中央处理器10用于读取随机存储器9中的数字图像数据，将数字图像数据存储入非易失性存储器11中，同时输出到显示输出端口12用于图像数据显示。

前述的数字图像传感器2可以为具有光电转换并生成数字信号的传感器。图像数据采集控制器7以及中央处理器10两者可以为具有串行计算及逻辑处理的处理器芯片或电子系统、或者具有并行计算及逻辑处理的处理器芯片或电子系统。优选的，图像数据采集控制器7以及中央处理器10可以为现场可编程门阵列，或者中央处理单元。前述图像数据采集控制器7用于并行或者串行地接收图像采集装置的方法或者通信协议，以对图像数据采集处理。图像数据采集控制器7还采用串行或者并行数据计算的方法对图像数据进行预先处理。所述串行或者并行数据计算的方法可以为图像数据格式的转换计算方法，和/或图像数据压缩的计算方法，和/或图像色彩调整的计算方法。中央处理器10用于将随机存储器9中存储的数据进行读取，以直接存储器访问的方式将随机存储器9中读取的数据写入显示输出端口12。

前述的数据总线接口8可以为从图像数据采集控制器7到随机存储器9 之间的数据总线及硬件接口。优选的，数据总线接口8为PCI-express总线及接口、或者USB总线及接口、或并行传输总线及接口。前述的随机存储器 9可以为具有数据缓冲存取的寄存器。优选的，随机存储器9为预存缓冲器，或者双倍数据率随机存取存储器，又或者双倍数据率同步动态随机存取存储器。随机存储器9用于以直接存储器访问的方式将读取的总线接口数据写入。

前述的非易失性存储器11可以为电源关闭后，所存储的数据不会消失的计算机存储器。优选的，非易失性存储器11为只读存储器，或者磁盘存储器，又或者固体硬盘存储器。非易失性存储器11用于将随机存储器9中存储的数据进行读取，以直接存储器访问的方式将读取的随机存储器9数据写入。

本发明是一种面向计算机的大型图像数据采集、传输、显示、存储方法，具体是将多台数字相机或数字扫描仪等数字化图像采集设备传输来的数字图像大数据高速地上传到数字图像处理系统并实时显示与高速存储的方法，以解决传统的数据传输方法对数字图像大数据无法实现短时间的高速传输、显示缓慢的问题。

一种大型数字图像数据的高速传输方法，是一种针对数字图像大数据高速传输、显示与存储的新式数据高速传输技术。首先图像数据采集控制器7 对数字图像传感器2进行数据读取，通过图像数据采集控制器7内集成的数据处理单元对图像数据进行色彩调整、数据格式变换以及数据压缩等预处理后，将数字图像大数据送入数据传输总线；其次在运行于中央处理器10上的控制程序切换中央处理器10与总线控制器对数据传输总线的控制权，将读取到数据传输总线的大数据，通过直接存储器访问的方式，写入随机存储器9 中，最后控制程序将对数据传输总线的控制权由总线控制器交回中央处理器 10中，通过数据传输总线以及直接存储器访问的方式，将随机存储器9中的数据直接写入数据显示端口，在图像数据显示的同时，后台自动将图像大数据以直接存储器访问的方式写入非易失性存储器11中，实现数字图像大数据的高速图像显示与非易失存储。

本发明中，数据传入随机存储器9时，没有经过中央处理器10，而是通过数据总线直接写入随机存储器9中，因此数据总线上的数据传输速度与随机存储器9的数据传输速度的最小值决定了本发明数据传输速度的最大值，当数据总线采用PCI Express 3.0 16通道接口时，最高传输速度为252 Gbit/s，当随机存储器9采用DDR4SDRAM PC4-34100时，最高传输速度为 272.8Gbit/s，因此，此种情况下，本发明的最高传输速度为252Gbit/s，对于数据量约32Gbit的数字病理全切片图像的传输来说，最短传输时间约 0.13秒，符合实时数据传输的需要。

本发明中，数据传入显示输出端口12时，中央处理器10直接读取随机存储器9中的数据，将其送入显示输出端口12，因此随机存储器9的数据传输速度与显示输出端口12数据传输速度的最小值，决定了本发明显示输出速度的最大值，当随机存储器9采用DDR4SDRAM PC4-34100时，最高传输速度为272.8Gbit/s，当显示输出端口12采用HDMI2.1接口协议时，最高传输速度为48Gbit/s，因此，在此种情况下，本发明的最高显示输出速度为48 Gbit/s，对于数据量约32Gbit的数字病理全切片图像的传输来说，最短传输时间约0.7秒，符合高速数据显示的需要。

本发明中，中央处理器10直接读取随机存储器9中的数据并送入显示输出端口12的同时，也通过数据总线将数据送入非易失性存储器11中，因此随机存储器9的数据传输速度与非易失性存储器11的数据传输速度的最小值，决定了本发明数据储存速度的最大值，当随机存储器9采用DDR4SDRAM PC4-34100时，最高传输速度为272.8Gbit/s，当非易失性存储器11的数据传输接口采用S-ATA 3.0协议时，最高传输速度为6Gbit/s，因此，在此种情况下，本发明的最高数据存储速度为6Gbit/s，对于数据量约32Gbit的数字病理全切片图像的存储来说，最短存储时间约5.3秒，由于数字图像输出显示后，使用者通常需要进行观察，特别是在数字病理诊断过程中，对于数字病理图像进行观察和诊断的时间至少需要20秒(一般病理诊断的最短时间)，因此本发明的数据存储时间符合高速数据存储的需要。

这里需要说明的是：在不冲突的情况下，本领域的技术人员可以根据实际情况将上述各示例中相关的技术特征相互组合，以达到相应的技术效果，具体对于各种组合情况在此不一一赘述。

以上所述仅是本发明的优选实施方式，本发明的保护范围并不仅局限于上述实施例，凡属于本发明思路下的技术方案均属于本发明的保护范围。应当指出，对于本技术领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明原理前提下的若干改进和润饰，这些改进和润饰也应视为本发明的保护范围。