的結構處產生熒光。無標記成像是非侵入性的，以特異性為代價簡化了樣品制備，并避免了造影劑的任何可能的毒副作用。定量相位成像是無標記成像的一種，它依賴樣品和周圍介質的相位差(表現為折射率差)對透明結構成像。數字全息就是這樣一種常用的無標記手段，樣品的數字全息圖可以在焦平面外采集，然后在后處理中通過數值求解模擬波前傳播過程的衍射積分進行數字聚焦。數字全息已在生物學、診斷學和醫學、微流控和片上實驗室成像(lab on a chip)、三維追蹤、細胞力學、即時檢驗(point of care testing)、環境監測等領域得到了廣泛的應用。相襯層析(phase contrast tomography， ...

復用通過背景熒光的積累降低了信噪比(SNR)，并加劇了大腦發熱。雖然隨機存取多光子顯微鏡允許在三個維度上快速光學訪問神經元目標，但該方法在記錄行為動物(behaving animals)時受到運動偽影的挑戰。隨機存取多光子(random-access multiphoton, RAMP)顯微鏡以不連續的三維柵格掃描中的一系列不相交的感興趣點 (POI) 為目標，從而截斷空間采樣以在時域中加速采樣。三維RAMP顯微鏡已使用聲光偏轉器(acousto-optic deflector, AOD) 實現，它通過掃描光束的傾斜和離焦相位調制來控制激發焦點的三維位置。然而，RAMP記錄僅限于體外操作和麻醉 ...

伸技術背景：熒光成像已廣泛應用于醫療實踐，隨著對光與生物組織相互作用認識的深入以及檢測技術成本的下降，熒光成像波長整體上從可見光區域不斷紅移到近紅外（NIR）區域。光在生物介質中傳播時的能量損失可歸咎于吸收衰減和散射干擾。吸收損耗決定了我們能否捕捉到信號，而散射信號總是降低圖像的清晰度。此外，生物組織過度吸收光可能會導致組織損傷。一些生物分子的自發熒光總是與有用信號混合在一起，zui終成為拍攝圖像的背景。因此，光吸收和散射對熒光圖像采集完全有害的根深蒂固的信念促使大多數研究人員追求具有z小光子吸收和散射的完美窗口用于生物成像。基于第二近紅外窗口(NIR-II)的生物熒光成像被普遍公認為具有更小 ...

、雙光子激發熒光(two-photon excited fluorescence,TPEF)的多模非線性顯微鏡，可以實現離體生物樣本的分子組成和形態信息的高靈敏和高特異性無創無標記檢測(區分惡性組織和良性0組織)。當前不足：完成多模非線性顯微鏡有以下挑戰：(1) 光纖耦合的高功率超快激光源(具有風冷、堅固、緊湊、便攜特性)；(2) 在長距離上的使用光纖進行超短脈沖激光傳輸和信號采集，要求具有低損耗；(3) 置于內窺鏡頭端部成像用的超緊湊、快速、精確的掃描儀；(4) 高性能小型化高數值孔徑的內窺顯微物鏡，在雙波段進行校正(因為相干拉曼成像使用兩個光譜不一樣的激光束)。文章創新點：基于此，GRIN ...

到光子計數的熒光指示劑在體成像(電壓和鈣)，其散粒噪聲在像素級測量中占主導地位。同樣地，電子電路中存在的熱噪聲和散粒噪聲會影響fMRI中體內電生理記錄和血氧水平依賴性(BOLD)反應中動作電位的檢測，從而影響真實生物信號的測量。手動設計濾波器去噪使用場景有限。當時空上接近的數據點有相同的潛在信號，但是被噪聲獨立影響時，中值或高斯濾波(在時域或傅里葉域)可以用于增強單次試驗動態，代價是空間和/或時間分辨率。盡管濾波的方法被廣泛使用，當數據之間的關系橫跨多個維度(如時間和空間)或者本質上是非線性的時候，手動設計非常好的去噪濾波器將會非常困難。基于學習的方法需要ground truth或者不適合神經 ...

a，將線粒體熒光圖像的 3D 或 2D 時間堆棧作為輸入。b，原始 (OG) 堆棧（左），顯示了白色十字準線的正交 z 投影。該堆棧通過漫反射背景 (DB) 減法算法運行，以消除相鄰線粒體之間的噪聲。顯示了具有高 DB (i) 的核周區域和具有低 DB (ii) 的層周區域的示例。c，參數探索方案通過高斯濾波器標準差和絕對閾值的組合進行迭代，并分析所得時間堆棧的連接組件在整個堆棧中的數量和大小的可變性。這會在參數下產生特定的z小值（白點）。d，高斯濾波器（右）以及強度和面積閾值應用于堆棧以產生二值掩膜（左）。e，二進制掩膜與原始堆棧相乘以產生用于跟蹤的zui終堆棧。比例尺，全圖為 ...

可以減少離焦熒光，從而產生更銳利的三維圖像。另外，還可以將分布式點擴散函數(PSF)有意設計到成像系統中，從而獲得如單幀高光譜成像、單幀三維成像這樣的能力。在這種情況里，采用多路復用的光學器件通過將物空間中的每一點映射到成像傳感器上的分布式模式以將二維和三維信息編碼，然后利用解卷積算法從模糊或編碼的測量來重建編碼的清晰圖像或體積。現有的解卷積算法應用場景有限。現今已有多種解卷積算法。經典的有Wiener濾波(屬于closed-form方法)、Richardson-Lucy和快速迭代收斂閾值算法(屬于迭代優化方法)等。但是現有的解卷積方法往往需要精心挑選的先驗信息(如total variatio ...

積空間信息的熒光成像技術不同，這種四維成像方案有效地從空間尺度（例如視場 (FOV) 和空間分辨率）上減小了體積采集時間，從而使 LFM 成為生物系統高速體積成像的有效工具之一，并具有低光損傷的特點。新的 LFM 技術已經證明了其能夠應用于功能性腦成像，在數十至數百微米的深度保持細胞級空間分辨率，體積采集時間為 10 毫秒級。甚至，該方法zui近已被證明用于觀察單細胞標本的結構和動力學，具有接近衍射極限的三維空間分辨率、數微米的成像深度（足以覆蓋單個細胞的大部分體積），以及毫秒級的采集時間。對于傳統的 LFM，微透鏡陣列 (MLA) 放置在寬視場顯微鏡的原生像平面 (native image ...

術，包括落射熒光和平面照明方法，可以以高空間分辨率對活體樣本在三個維度進行成像。然而，它們需要記錄大量二維圖像來產生三維體積，并且時間分辨率因相機需要采集多幀而受到影響。光場顯微鏡 (light-field microscopy, LFM) 已成為瞬時體積成像的首選技術。它通過將瞬態三維光場信息記錄在單個二維相機幀上，然后通過后處理恢復三維光場分布。由于 LFM 提供僅受相機幀速率限制的高速體積成像，它在各種應用展示了它的能力，例如神經元活動的記錄和體模中心臟動力學的可視化。當前不足：盡管LFM體積成像速度快，且取得了不少進展。但是由于其空間分辨率存在分辨率不均勻和分辨率低的缺點，以及重建速度 ...

。基因編碼的熒光指示劑和光學成像使對活體動物神經元結構和功能的選擇性標記和觀察成為可能，這改變了神經回路的研究。此類技術需要將光聚焦到腦組織內。由于折射率不均勻引起的隨機光散射，單細胞分辨率的功能成像探測深度通常在1 毫米的量級。即使對于厘米級的小鼠大腦，這種穿透深度也將大腦區域的光學成像限制在了淺表層，因此除非采用侵入式手段，否則大部分大腦仍然無法進行高分辨率光學成像。盡管功能磁共振成像和基于超聲的方法等宏觀和介觀成像模式可以對深層大腦結構進行成像，但它們缺乏對理解神經回路至關重要的單細胞分辨率和靈敏度。因此，目前選擇在腦部插入微型光學探頭的方式實現細胞級分辨率深層腦成像。目前已經開發了幾種 ...