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心臟錐面光束ct重建中條紋偽影的減少的制作方法

文檔序號(hào):6656384閱讀:193來(lái)源:國(guó)知局
專利名稱:心臟錐面光束ct重建中條紋偽影的減少的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域
本發(fā)明涉及診斷成像技術(shù)。本發(fā)明尤其應(yīng)用于對(duì)象心臟計(jì)算機(jī)斷層攝影成像,并將具體參照該成像進(jìn)行描述。然而,本發(fā)明還可應(yīng)用于其它類型的計(jì)算機(jī)斷層攝影成像、單光子發(fā)射計(jì)算機(jī)斷層攝影(SPECT)、正電子發(fā)射斷層攝影(PET)和三維X射線成像等。
通常,計(jì)算機(jī)斷層攝影系統(tǒng)包括X射線源和繞待檢查對(duì)象旋轉(zhuǎn)的X射線檢測(cè)器。用來(lái)自X射線源的X射線束從幾個(gè)方向照射對(duì)象。X射線檢測(cè)器在這些各自方向上接收穿過(guò)所述對(duì)象的X輻射并形成有問(wèn)題的所述方向上衰減輪廓(profile)。該衰減輪廓表示由于沿在有問(wèn)題的所述方向穿過(guò)對(duì)象的X射線路徑的X射線散射和X射線吸收而產(chǎn)生的對(duì)象內(nèi)入射X射線衰減。
CT圖像質(zhì)量經(jīng)常由于自過(guò)度X射線量子噪聲導(dǎo)致的條紋偽影而發(fā)生惡化。在濾波背投重建過(guò)程中,全部體素重建自在照射窗口內(nèi)獲得的射線。在近似錐面光束重建算法的框架中,投影空間內(nèi)的每個(gè)采樣映射成圖像域內(nèi)的直線。相鄰線中的正負(fù)貢獻(xiàn)被結(jié)合起來(lái)并且在最終圖像中不出現(xiàn)直線。當(dāng)這些貢獻(xiàn)中包括噪聲時(shí),重建過(guò)程不再能夠正確結(jié)合正負(fù)貢獻(xiàn)且會(huì)導(dǎo)致線或線段,例如條紋。這些條紋使圖像質(zhì)量顯著惡化并可湮沒(méi)該區(qū)域的結(jié)構(gòu)。
心臟錐面光束圖像是采用相位選擇算法進(jìn)行重建的。典型地,為心臟圖像生成選取心臟的具體相位。在重建過(guò)程中只采用在接近所選擇相位時(shí)間,即在對(duì)應(yīng)于同一心臟相位但在不同心動(dòng)周期的時(shí)間內(nèi)的點(diǎn)采集的數(shù)據(jù)。基于掃描參數(shù),病人心率及其可變性、心臟選通窗口寬度和位置,采用可變周期數(shù)重建每個(gè)體素。落入心臟選通窗口和每個(gè)體素的照射窗口內(nèi)的時(shí)間段決定為重建體積內(nèi)每個(gè)體素獲得的冗余數(shù)據(jù)量。在這些時(shí)間段期間,所采集的數(shù)據(jù)可具有非均勻角度分布,例如,從0至180度可能存在只有一個(gè)數(shù)據(jù)點(diǎn)對(duì)體素重建做出貢獻(xiàn)的角度,而對(duì)于另一個(gè)角度,會(huì)有來(lái)自三個(gè)數(shù)據(jù)點(diǎn)的貢獻(xiàn)。這種非均勻分布導(dǎo)致非均勻噪聲并進(jìn)而導(dǎo)致圖案噪聲條紋。
已提出了若干種抑制由過(guò)度光子噪聲導(dǎo)致的條紋偽影的解決方案。一個(gè)解決方案是向被測(cè)衰減輪廓內(nèi)的一些點(diǎn)施加自適應(yīng)濾波器。這些濾波器只對(duì)由于病人解剖結(jié)構(gòu)產(chǎn)生的噪聲貢獻(xiàn)中的差別以及劑量中的變化是自適應(yīng)的。該濾波器被修改成用于補(bǔ)償高吸收角度中較高X射線光子噪聲。這些解決方案既未考慮用于相位選擇性算法中的不均勻數(shù)據(jù)分布,也未考慮重建過(guò)程。
需要一種考慮讀數(shù)噪聲以及重建算法的相位選擇性性質(zhì)的抑制心臟錐面光束成像中條紋偽影的技術(shù)。本發(fā)明提出了克服前述局限性及其它局限性的方法和裝置。
根據(jù)本申請(qǐng)的一個(gè)方面,公開一種診斷成像系統(tǒng),包括用于將投影數(shù)據(jù)重裝(re-binning)成平行射線格式的裝置;用多個(gè)不同濾波器通道的每一個(gè)對(duì)平行射線格式數(shù)據(jù)進(jìn)行濾波的裝置,每個(gè)通道具有不同的噪聲衰減因子;用于對(duì)由每個(gè)濾波器通道濾波的數(shù)據(jù)進(jìn)行卷積的裝置;用于對(duì)角度θ∈
)和1(距同中心點(diǎn)的距離)來(lái)表征。具體對(duì)于由短時(shí)間窗口定義的心臟相位,一個(gè)心臟相位的數(shù)據(jù)對(duì)應(yīng)于多個(gè)旋轉(zhuǎn)中每一個(gè)內(nèi)的短弧線段上采集的數(shù)據(jù),這些單獨(dú)的數(shù)據(jù)短弧線段太短而不能形成完整數(shù)據(jù)集。當(dāng)鏈接多個(gè)旋轉(zhuǎn)上每個(gè)選定相位的數(shù)據(jù)時(shí),射線數(shù)目對(duì)應(yīng)于每個(gè)π線變化。一些π線可具有三個(gè)或四個(gè)多余衰減數(shù)據(jù)值,其在加權(quán)平均之后將會(huì)由于冗余的噪聲減少而具有較低噪聲水平。其它的π線可僅具有一個(gè)數(shù)據(jù)值,該數(shù)據(jù)值將會(huì)保持在其原始噪聲水平,因?yàn)闆](méi)有由于加權(quán)平均而產(chǎn)生的冗余噪聲減少。由于噪聲減少?gòu)囊粋€(gè)體素到另一個(gè)體素產(chǎn)生變化,需要體素相關(guān)的濾波,這導(dǎo)致計(jì)算上的復(fù)雜性。如將在下面更詳細(xì)討論的,可通過(guò)應(yīng)用N-通道濾波來(lái)避免這種復(fù)雜性,N-通道濾波與體素?zé)o關(guān)并且使得體素相關(guān)的噪聲減少對(duì)背投步驟的影響延遲,在背投步驟中,全部通道的貢獻(xiàn)基于體素進(jìn)行加權(quán)。
圖像處理器50將來(lái)自每個(gè)選定心臟相位數(shù)據(jù)的視圖數(shù)據(jù)處理成存儲(chǔ)在圖像存儲(chǔ)器52內(nèi)的相應(yīng)三維圖像。在授予Tuy的美國(guó)專利6,104,775中提出了優(yōu)選重建的詳細(xì)數(shù)學(xué)分析。在重建期間調(diào)整衰減數(shù)據(jù)以調(diào)整冗余中的差別以及其它噪聲差別。視頻處理器54處理圖像存儲(chǔ)器52內(nèi)的一部分或全部?jī)?nèi)容以形成人類可視圖像表示,如三維再現(xiàn)、選定的圖像切片、最大強(qiáng)度投影或CINE動(dòng)畫等。人類可視圖像表示顯示在用戶接口58的顯示器上,用戶接口優(yōu)選為個(gè)人計(jì)算機(jī)、工作站或膝上型計(jì)算機(jī)等??蛇x擇地,將圖像存儲(chǔ)器52內(nèi)的選定內(nèi)容打印在紙上、存儲(chǔ)在非易失電子或磁性存儲(chǔ)介質(zhì)中、通過(guò)局域網(wǎng)或因特網(wǎng)發(fā)送或進(jìn)行其它處理。優(yōu)選地,放射醫(yī)師或其它操作者通過(guò)輸入裝置60控制計(jì)算機(jī)斷層攝影成像掃描器以對(duì)掃描控制器62編程設(shè)立成像時(shí)間、修改成像時(shí)間、執(zhí)行成像時(shí)間、監(jiān)視成像時(shí)間或?qū)呙杵?2進(jìn)行其它操作。
參見(jiàn)

圖1并進(jìn)一步參見(jiàn)圖2,自適應(yīng)濾波器70在N個(gè)獨(dú)立濾波器通道內(nèi)對(duì)每個(gè)選定的心臟相位的數(shù)據(jù)值進(jìn)行濾波,該N個(gè)獨(dú)立濾波器通道在類型和自適應(yīng)濾波校正程度上彼此不同。每個(gè)通道以類似的方式將數(shù)據(jù)濾波成數(shù)據(jù)噪聲的函數(shù),但假設(shè)該噪聲以不同程度減少,例如,由于冗余讀數(shù)上的加權(quán)平均。更具體地,光子噪聲計(jì)算例行程序或裝置72計(jì)算沿射線的光子噪聲。光子噪聲典型受幾個(gè)因素的影響,如沿該路徑的衰減線積分(即,病人的解剖學(xué)結(jié)構(gòu)),和管電流等??蛇x擇地,結(jié)合關(guān)于病人解剖學(xué)結(jié)構(gòu)的先驗(yàn)知識(shí)以幫助調(diào)整濾波函數(shù),因?yàn)橐阎獙?duì)于某些路徑,X射線光子更難穿過(guò)并到達(dá)檢測(cè)器。
在特定角度θ∈
,可獲得對(duì)角度θ做出貢獻(xiàn)的來(lái)自不同投影的可變數(shù)目數(shù)據(jù)點(diǎn)。體素v的混合讀數(shù)是貫穿體素v并折入角度θ的不同投影讀數(shù)的加權(quán)總和。作為簡(jiǎn)化的實(shí)例,對(duì)于角度θ處的體素v,可能存在兩個(gè)投影,每個(gè)投影具有對(duì)體素v做出貢獻(xiàn)的單個(gè)點(diǎn)。為使計(jì)算更簡(jiǎn)單,假設(shè)冗余數(shù)據(jù)點(diǎn)的線積分近似相同。此外,假設(shè)對(duì)應(yīng)于到達(dá)檢測(cè)器的冗余數(shù)據(jù)點(diǎn)的光子數(shù)近似相同,例如,對(duì)噪聲近似進(jìn)行假設(shè),假設(shè)冗余數(shù)據(jù)點(diǎn)具有相同的固有噪聲量。濾波器通道選擇裝置76選擇自適應(yīng)濾波器通道n∈[1,2,…,N],其具有對(duì)應(yīng)于角度θ處的體素v冗余的噪聲減少因子NRn∈[1,…N]∈
。在上面所討論的實(shí)例中,其中兩個(gè)點(diǎn)以相同的心臟加權(quán)對(duì)角度θ處的體素v做出貢獻(xiàn),噪聲減少選取的因子為,例如,濾波器通道選擇裝置76選擇噪聲減少因子NRn∈[1,…N]為 的自適應(yīng)濾波器通道n。噪聲減少因子NRn∈[1,…N]對(duì)于每個(gè)自適應(yīng)濾波器通道是特定的,并被預(yù)先賦予每個(gè)通道。自適應(yīng)濾波器70是已知自適應(yīng)濾波器中的一種,其以同樣的方式用于每個(gè)濾波器通道,除了假設(shè)每個(gè)通道采取不同的噪聲減少因子。自適應(yīng)濾波技術(shù)考慮由病人解剖學(xué)結(jié)構(gòu)引起的噪聲、劑量以及混合讀數(shù)的近似噪聲。通過(guò)施加優(yōu)選浮動(dòng)閾值對(duì)那些具有過(guò)度噪聲的數(shù)據(jù)點(diǎn)進(jìn)行噪聲抑制。
在對(duì)數(shù)據(jù)進(jìn)行濾波后,卷積器78對(duì)通道1至N的每一個(gè)以斜波核(ramp kernel)進(jìn)行一維卷積。該卷積是沿每個(gè)檢測(cè)器行的平行讀數(shù)集進(jìn)行的。一個(gè)角度接著一個(gè)角度對(duì)該數(shù)據(jù)進(jìn)行卷積以完成2D數(shù)據(jù)集,覆蓋θ∈
對(duì)為混合讀數(shù)做出貢獻(xiàn)的多個(gè)讀數(shù)進(jìn)行平均,例如對(duì)角度θ∈[0,π)處的每個(gè)體素v做出貢獻(xiàn)的讀數(shù)。噪聲減少因子確定裝置84確定從加權(quán)平均得出的噪聲減少因子。該加權(quán)平均可以與典型的平均不同,因?yàn)閷?duì)于為相同混合讀數(shù)做出貢獻(xiàn)的不同讀數(shù)給出不同的心臟權(quán)重。由一種已知的技術(shù)計(jì)算為每個(gè)讀數(shù)給出的心臟權(quán)重且該心臟權(quán)重典型取決于病人心電圖每個(gè)間隔內(nèi)選通窗口中的位置以及相應(yīng)的窗口寬度。所確定的每個(gè)讀數(shù)的噪聲減少因子存儲(chǔ)在減少因子存儲(chǔ)器86內(nèi)。
加權(quán)裝置90根據(jù)所確定的噪聲減少因子對(duì)來(lái)自每個(gè)卷積數(shù)據(jù)通道的貢獻(xiàn)進(jìn)行加權(quán)。檢索裝置92檢索冗余度,即噪聲減少因子,連同向角度θ處的體素v做出貢獻(xiàn)的不同投影的讀數(shù)?;谌哂喽龋訖?quán)選擇裝置94確定對(duì)特定體素或體素子塊的每個(gè)通道給出何種權(quán)重Wnv,p,Wnv,p=WNAFv,p·Wn(NRv,θ),其中Wnv,p是對(duì)穿過(guò)通道n背投成體素v的投影p讀數(shù)給出的權(quán)重,WNAFv,p是施加給投影讀數(shù)p并由現(xiàn)有技術(shù)已知的一種方法計(jì)算的體素位置相關(guān)的綜合照射和心臟權(quán)重,以及Wn(NRv,θ)是體素相關(guān)的加權(quán)函數(shù),其中NRv,θ是預(yù)先計(jì)算的噪聲減少因子。
合并裝置96對(duì)來(lái)自每個(gè)通道的加權(quán)貢獻(xiàn)求和。背投器98將加權(quán)和背投到圖像存儲(chǔ)器52。對(duì)于每個(gè)射線,加權(quán)選擇裝置94可選擇具有最接近的賦予噪聲減少的單個(gè)通道,或者可合并來(lái)自幾個(gè)或甚至全部通道的數(shù)值的分?jǐn)?shù),使最接近噪聲減少的權(quán)重最大。
本發(fā)明已參照優(yōu)選實(shí)施例進(jìn)行描述。顯然,在閱讀和理解前述具體描述后,其他人可做出修改和更改。本發(fā)明應(yīng)解釋為包括全部這些修改和更改,只要它們落入附加權(quán)利要求書或其等同表述的范圍內(nèi)。
權(quán)利要求
1.一種診斷成像系統(tǒng)(10),包括用于將投影數(shù)據(jù)重裝成平行射線格式的裝置(38);用多個(gè)不同濾波器通道(1,2,...,N)的每一個(gè)對(duì)平行射線格式數(shù)據(jù)進(jìn)行濾波的裝置(70);用于對(duì)由每個(gè)濾波器通道(1,2,...,N)濾波的數(shù)據(jù)進(jìn)行卷積的裝置(78);用于對(duì)角度θ∈[0,π)處的每個(gè)體素ν做出貢獻(xiàn)的讀數(shù)進(jìn)行加權(quán)平均的裝置(82);用于確定將通過(guò)該加權(quán)平均產(chǎn)生的實(shí)際噪聲減少因子的裝置(84);和用于基于通道的噪聲減少因子和所確定的實(shí)際噪聲減少因子對(duì)每個(gè)濾波器通道(1,2,...,N)的卷積數(shù)據(jù)進(jìn)行加權(quán)的裝置(90)。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng),其中濾波裝置(70)在多個(gè)獨(dú)立濾波器通道(1,2,...,N)的每一個(gè)中施加不同的初始噪聲減少因子,對(duì)每個(gè)濾波器通道預(yù)先確定和預(yù)先賦予該初始噪聲減少因子。
3.根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng),還包括用于為每個(gè)數(shù)據(jù)值計(jì)算光子噪聲以為濾波器通道(1,2,...,N)選擇自適應(yīng)濾波器函數(shù)的裝置(72)。
4.根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng),還包括用于基于所確定的實(shí)際噪聲減少因子確定要向不同濾波卷積數(shù)據(jù)值給出何種權(quán)重的裝置(94)。
5.根據(jù)權(quán)利要求4所述的系統(tǒng),還包括用于檢索對(duì)角度θ處體素ν做出貢獻(xiàn)的不同投影讀數(shù)的實(shí)際噪聲減少因子的裝置(92)。
6.根據(jù)權(quán)利要求5所述的系統(tǒng),還包括用于在背投前合并不同濾波卷積數(shù)據(jù)值的裝置(96)。
7.根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng),還包括用于采集二維投影數(shù)據(jù)的裝置(30),所采集數(shù)據(jù)的每個(gè)數(shù)據(jù)值與被重建對(duì)象沿每個(gè)射線的線積分相關(guān)。
8.根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng),還包括用于對(duì)加權(quán)卷積數(shù)據(jù)進(jìn)行三維背投的裝置(98)。
9.根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng),還包括用于將投影數(shù)據(jù)分類成每個(gè)選定心臟相位期間采集的數(shù)據(jù)集的裝置(32)。
10.根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng),還包括CT掃描器(12),其在至少多個(gè)選定時(shí)間窗口內(nèi)采集投影數(shù)據(jù),該掃描器包括旋轉(zhuǎn)臺(tái)架(20),橫越檢查區(qū)域(16)的錐面光束輻射源(14),和輻射檢測(cè)器(18),其在輻射穿過(guò)檢查區(qū)域(16)后檢測(cè)該輻射并將該輻射轉(zhuǎn)換成投影數(shù)據(jù)格式,該輻射源(14)和輻射檢測(cè)器(18)相對(duì)地放置在旋轉(zhuǎn)臺(tái)架(20)上用于連續(xù)繞檢查區(qū)域(16)旋轉(zhuǎn);背投器(98),其將由二維輻射檢測(cè)器(18)接收的X射線輻射重建成體積測(cè)量圖像表示;和用于顯示該體積測(cè)量圖像表示的顯示器(56)。
11.根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng),其中濾波是在獨(dú)立平行的處理通道(1,2,...,N)內(nèi)進(jìn)行的。
12.一種用于校正錐面光束CT成像系統(tǒng)內(nèi)條紋偽影的方法,包括將投影數(shù)據(jù)重裝成平行射線格式;用多個(gè)不同濾波器通道(1,2,...,N)的每一個(gè)對(duì)平行射線格式數(shù)據(jù)進(jìn)行濾波;對(duì)由每個(gè)濾波器通道(1,2,...,N)濾波的數(shù)據(jù)進(jìn)行卷積;對(duì)角度θ∈[0,π)處的每個(gè)體素ν做出貢獻(xiàn)的讀數(shù)進(jìn)行加權(quán)平均;確定將通過(guò)加權(quán)平均產(chǎn)生的實(shí)際噪聲減少因子;和基于通道的噪聲減少因子和所確定的實(shí)際噪聲減少因子對(duì)每個(gè)濾波器通道(1,2,...,N)的卷積數(shù)據(jù)進(jìn)行加權(quán)。
13.根據(jù)權(quán)利要求12所述的方法,還包括在每個(gè)獨(dú)立濾波器通道內(nèi)施加不同的初始噪聲減少校正因子,對(duì)每個(gè)濾波器通道預(yù)先確定和預(yù)先賦予該初始噪聲減少校正因子。
14.根據(jù)權(quán)利要求12所述的方法,還包括計(jì)算數(shù)據(jù)點(diǎn)的光子噪聲,用于為濾波器通道(1,2,...,N)選擇自適應(yīng)濾波器函數(shù)。
15.根據(jù)權(quán)利要求12所述的方法,還包括確定要向每個(gè)獨(dú)立濾波器通道的卷積數(shù)據(jù)給出何種權(quán)重。
16.根據(jù)權(quán)利要求15所述的方法,其中加權(quán)是在0和1之間的數(shù)。
17.根據(jù)權(quán)利要求15所述的方法,還包括檢索所確定的實(shí)際噪聲減少因子,和基于實(shí)際噪聲減少因子確定角度θ處體素ν的卷積數(shù)據(jù)權(quán)重。
18.根據(jù)權(quán)利要求15所述的方法,還包括選擇其濾波器通道用于重建最終圖像的投影。
19.根據(jù)權(quán)利要求12所述的方法,還包括采集二維數(shù)據(jù),所采集數(shù)據(jù)的每個(gè)數(shù)據(jù)值與被重建對(duì)象沿每個(gè)射線的線積分相關(guān)。
20.根據(jù)權(quán)利要求12所述的方法,還包括對(duì)加權(quán)卷積進(jìn)行三維背投。
21.一種編程為用于執(zhí)行權(quán)利要求12的步驟的圖像處理器(50)。
22.一種診斷成像系統(tǒng)(10),包括橫越檢查區(qū)域(16)的錐面光束輻射源(14);輻射檢測(cè)器(18),其在輻射穿過(guò)檢查區(qū)域(16)后檢測(cè)該輻射并將該輻射轉(zhuǎn)換成電子投影數(shù)據(jù)格式;圖像處理器(50),其將錐面光束投影數(shù)據(jù)重建成三維重建圖像,該圖像處理器被編程為執(zhí)行以下步驟將采集數(shù)據(jù)重裝成平行射線格式;用多個(gè)不同濾波器通道的每一個(gè)對(duì)平行射線格式數(shù)據(jù)進(jìn)行濾波;對(duì)由每個(gè)濾波器通道(1,2,...,N)濾波的數(shù)據(jù)進(jìn)行卷積;對(duì)角度θ∈[0,π)處的每個(gè)體素ν做出貢獻(xiàn)的讀數(shù)進(jìn)行加權(quán)平均;確定通過(guò)該加權(quán)平均所產(chǎn)生的每個(gè)貢獻(xiàn)讀數(shù)的噪聲減少因子;基于對(duì)每個(gè)貢獻(xiàn)讀數(shù)給出的心臟權(quán)重和噪聲減少因子對(duì)每個(gè)濾波器通道(1,2,...,N)的卷積數(shù)據(jù)進(jìn)行加權(quán);和用于以人類可視圖像格式顯示背投數(shù)據(jù)的顯示器(56)。
全文摘要
在診斷成像系統(tǒng)(10)中,將二維投影數(shù)據(jù)采集到數(shù)據(jù)存儲(chǔ)器(30)內(nèi)。將該數(shù)據(jù)分類成在選定心臟相位期間采集的數(shù)據(jù)集。重裝處理器(38)將投影數(shù)據(jù)重裝成平行射線格式?;谂c每個(gè)濾波器通道不同的每次讀取和假設(shè)隨機(jī)噪聲減少因子的所計(jì)算的光子噪聲,自適應(yīng)濾波器(70)采用多個(gè)不同濾波器通道的每一個(gè)對(duì)平行射線格式數(shù)據(jù)進(jìn)行濾波。卷積器(78)對(duì)由每個(gè)濾波器通道濾波的數(shù)據(jù)進(jìn)行卷積。噪聲減少因子處理器(84)確定由于對(duì)每個(gè)處于θ∈[0,7π)處的體素v做出貢獻(xiàn)的讀數(shù)的平均加權(quán)而產(chǎn)生的實(shí)際噪聲減少因子。加權(quán)處理器(90)基于通道噪聲減少因子和實(shí)際噪聲減少因子對(duì)來(lái)自每個(gè)濾波器通道的卷積數(shù)據(jù)進(jìn)行加權(quán)。背投器(98)對(duì)合并的加權(quán)投影總和進(jìn)行背投以建立可以以人類可讀格式顯示的圖像表示。
文檔編號(hào)G06T11/00GK1980604SQ200580022988
公開日2007年6月13日 申請(qǐng)日期2005年6月23日 優(yōu)先權(quán)日2004年7月7日
發(fā)明者G·謝克特爾, G·納韋 申請(qǐng)人:皇家飛利浦電子股份有限公司
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