CC BY
69
УДК 616-073.75:681.32
С. И. Мирошниченко, канд. техн. наук, А. А. Невгасимый, канд. техн. наук, НПО «Телеоптик», Киев
Теория и техника многосенсорных цифровых рентгеновских приемников
Ключевые слова: многосенсорные цифровые рентгеновские приемники, квантовая эффективность, приборы с зарядовой связью
Рассмотрены современные технологии цифровых приемников рентгеновского излучения. Описаны методы повышения качества и информативности получаемых снимков, способы их реализации. Предложены алгоритмы работы приемников, позволяющие существенно повысить их эффективность.
Введение
Начиная с первого рентгенографического приемника фирмы Swissray [1], где изображение формировалось четырьмя матрицами приборов с зарядовой связью (ПЗС), конструкции с многими сенсорами прочно вошли в технику цифровых приемников. Использование многих сенсоров (sensors array — SA), формирующих частичные (парциальные) изображения, позволило получить оптимальные параметры рентгенографических, маммографических и рентгеноскопических приемников. В то же время в SA-структурах проявляются помехи многоканальности. Их эффективное подавление возможно не всегда. Анализ свойств многосенсорных структур, обоснование вариантов их реализации и путей подавления помех являются предметом настоящей статьи. Рассматриваемые вопросы приобретают особую актуальность в связи с формированием нового поколения цифровых рентгеновских приемников в виде многосенсорных CMOS кремниевых плоских панелей.
История
К окончанию 90-х годов XX века сформировались три направления конструирования цифровых рентгеновских приемников. Хронологически первыми были приемники на сверхбольших ПЗС-матри-цах. На их основе началось развитие цифровых систем для общей рентгенографии фирмы Swissray (Швейцария) и систем для обследования органов грудной клетки фирмы Imix (Финляндия). В России несколько позже приемники на ПЗС-матрицах освоили фирмы «Гелпик», «Амико», «Электрон».
Приемники этого направления отличаются простотой, однако имеют большие габаритные размеры, массу и низкую чувствительность (табл. 1). Последнее обусловлено сложностью изготовления светосильных объективов для ПЗС-матриц больших размеров. Разрешающая способность приемников первого поколения была не высока и составляла 2,5-3,0 пар линий на 1 мм (п. л./мм).
На фоне отмеченных недостатков первого поколения приемников на матрицах ПЗС проект, предполагавший создание приемников в виде плоских панелей (Flat Panel Detectors — FPD) на основе аморфного кремния и преобразующего слоя из CsI (разработчик — европейская фирма Trixell — дочерняя компания фирм Siemens, Phillips и Thompson), казался идеальным решением. Не менее впечатляющим был поддержанный правительством США проект создания плоских панелей на основе аморфного кремния и аморфного селена. Таким образом, сформировалось второе направление в построении цифровых рентгеновских приемников.
Разработка плоских панелей (табл. 1) потребовала инвестиций на уровне 100 млн долларов по каждому из проектов. Сами же панели имели разрешающую способность 3,5-3,6 п.л./мм и высокую квантовую эффективность обнаружения DQE = 0,4 + 0,7 на низких частотах. К сожалению, оба проекта имели серьезное внутреннее противоречие — несоответствие возможностей интегральной технологии (изготовление сотен тысяч изделий в год) и относительно малого объема заказов. Это привело к высокой стоимости панелей и низкому темпу разработок. К тому же значительные внутренние шумы, наличие дефектных участков и склонность к деградации, свойственные аморфным материалам, затруднили эксплуатацию панелей. Несмотря на отмеченные недостатки, цифровые приемники на основе плоских панелей начиная с 2005 года лидируют по продажам на мировом рынке.
В 1997 году на выставке RSNA (Чикаго, США) на стенде фирмы Caresbuilt (США) была продемонстрирована опытная модель приемника для рентгенографии с полем 43x43 см и вдвое большей по сравнению с плоскими панелями разрешающей способностью — 7 п.л./мм. Совокупная цифровая матрица
№ 4(10)/2010~|'
биотехносфера
Таблица 1 Сравнительные характеристики многосенсорных цифровых приемников
Приемник Фирма Способ регистрации Размеры поля, мм Разрешение п. л./мм DQE(0) Время обработки, с Встроенный архив
Digital AddOn-Buckey Swissray 4 матрицы ПЗС 350x430 3,0 0,3 10 DICOM-3
Pixium 4600 Trixell CsJ + а Si 426x432 3,5 0,7 4 DICOM-3
DirectRay Direct Radiology а Se +а Si 350x430 3,6 0,45 12 DICOM-3
Xplorer 1700 IDC Ltd Матрица ПЗС 430x430 4,6 0,35 15 DICOM-3
«Иона-Р-4343» «Телеоптик» 48 HAD сенсоров 430x430 4,6 0,4 10 DICOM-3
" Расчетное значение по приведенной ниже модели.
приемника содержала 6Кх6К пикселей. Суммарная площадь кремния в приемнике составила 60x55 мм, а его толщина — около 10 см. Рекордные параметры приемника стали возможны благодаря применению 99-матричной SA-конструкции, разработанной в компании «Телеоптик» (Киев). В составе группы разработчиков были авторы настоящей статьи. В приемнике впервые была использована автокалибровка по перекрывающимся участкам полей зрения сенсоров. В такой технологии на собранном изображении присутствуют все точки исходного рентгеновского изображения, а границы парциальных изображений визуально не обнаруживаются. В феврале 2002 года FDA дала разрешение на использование многосенсорных приемников на рынке США [1]. Это означало официальное признание эффективности третьего направления в построении цифровых рентгеновских приемников — использования SA-структур с автокалибровкой. К сожалению, до серийного производства в США фирмой Caresbuilt приемник доведен не был.
Постигла неудача и разработку маммографического приемника фирмой Bennett. Приемник состоял из плотно механически подогнанных волоконно-оптических неоднородных кабелей (фоконов), большие торцы которых примыкали к преобразующему экрану, а на меньшие торцы были подклеены матрицы ПЗС. Наличие фоконов давало хорошую оптическую связь между преобразующим экраном и матрицей ПЗС. Разрешающая способность составляла 12 п.л./мм, что и до сих пор является лучшим результатом для цифровых приемников.
Основными недостатками такой SA-конструкции были потеря части исходного рентгеновского изображения на границах полей фоконов и отсутствие перекрытия полей матриц, что исключало автокалибровку. В результате неоднородности температуры коэффициенты передачи сенсоров менялись. Как следствие, на изображении появлялась помеха в виде «шахматной доски». Неудача такой SA-кон-струкции породила представление о сложности и неэффективности алгоритмов сшивки парциальных
изображений в многосенсорных структурах. Это заблуждение эксплуатируется в маркетинговых целях. На практике возможность эффективного подавления помех многоканальности подтверждена успешной эксплуатацией более 2000 цифровых многосенсорных приемников с автокалибровкой на протяжении последних 10 лет.
С 1998 по 2004 год многосенсорная технология цифровых рентгеновских приемников с автокалибровкой развивалась фирмой «Телеоптик» в условиях жестких экономических и производственных ограничений. Несмотря на это, в 2004 году объем продаж приемников по SA-технологии только фирмой «Телеоптик» составил около 6 % мирового объема производства всех видов цифровых приемников. В России эти SA-приемники в составе цифровых флюорографов использовались фирмой «Мос-рентген». С течением времени специалисты этой фирмы самостоятельно освоили выпуск многосенсорных приемников с автокалибровкой.
В 2000-2006 годах продолжилось развитие приемников на сверхбольших ПЗС-матрицах. Канадская фирма IDC Ltd., используя ПЗС-матрицу фирмы Kodak, разработанную для космического телескопа, выпустила приемник Xplorer 1700 с разрешающей способностью 4,6 п. л./мм (табл. 1). Несмотря на большие габаритные размеры (длина оптического пути около 1 м) и массу (около 75 кг), высокое качество изображений этого приемника открыло ему путь на рынок. В 2007 году приемник имел самые высокие темпы роста продаж. Аналогичные приемники в настоящее время выпускает ряд фирм из Южной Кореи и Китая.
Начиная с 2005 года появляются новые разработки многосенсорных рентгенографических приемников с автокалибровкой: японская — 192-я сенсорная панель Naomi фирмы RF System lab. [2] и корейская — 9-й сенсорный приемник Tradix-100p фирмы Star V-Ray co., Ltd. Популярность многосенсорных приемников с автокалибровкой на мировом ранке с каждым годом возрастает в связи
биотехносфера
| № 4(10)/2СТ0
с их высокими технико-экономическими и эксплуатационными характеристиками. В 2010 году фирма «Телеоптик» завершила евросертификацию и начала продажи йА-приемника «Иона-Р-4343» (табл. 1) с той же разрешающей способностью 4,6 п.л./мм, что и у приемника Хр1огег 1700, однако втрое меньшей толщиной (22 см) и массой (менее 25 кг). Благодаря малым размерам и массе приемник «Иона-Р-4343» имеет хорошую совместимость со штативами любых рентгенодиагности-ческих комплексов, что делает его популярным на рынках Центральной Европы и США.
Многосенсорные конструкции не обошли ни одно из направлений цифровых рентгеновских приемников. Так, панель Р1хшт 4600 содежит четыре прилегающих без перекрытия отдельных сенсора, расположенных на единой подложке из диэлектрика. Разность температур сенсоров при этом незначительна. Это дает возможность выполнять калибровку не очень часто для устранения временного дрейфа каналов, обусловленного деградацией. Современные сверхбольшие матрицы ПЗС, применяемые в рентгеновских приемниках, также содержат от 4 до 16 независимых каналов.
Энергетическая модель. Техника SA-приемников
Различные типы цифровых рентгеновских приемников можно сравнить, рассчитав эффективность оптико-электронного тракта, который совместно с преобразующим экраном составляет основу конструкции всех описанных выше приемников.
Для оценки эффективности оптико-электронного тракта воспользуемся известной [3, 4] формулой для его квантовой эффективности обнаружения:
DQE =
= р / [1 + 1/ + 1 /(qxq2%) + N /(qxq2% ) Nf ],(1)
где qi — коэффициент преобразования рентгеновских фотонов в видимые в преобразующем экране; q2 — коэффициент передачи оптического тракта; q3 — квантовая эффективность фотоприемного сенсора; р — квантовая эффективность преобразующего экрана; Na — количество шумовых электронов при считывании пикселя; Ni — количество рентгеновских квантов на пиксель на экране.
В том случае, когда используется идеальный оптико-электронный тракт приемников, т. е. q2 = 1, q3 = 1 и Na = 0, формула (1) преобразуется:
DQEia=p/(1+2/q1). (2)
При этом относительная квантовая эффективность обнаружения реального оптико-электронного тракта может быть представлена в виде
Qu = DQE / DQE.d = = 1/[l + 1/ qq + 1 /(qxq2q3) + Nl /(qqqg ) Nf ]. (3)
В табл. 2 приведены типовые параметры для известных схем построения цифровых приемников: размеры матрицы пикселей Nх x Ny, размер самого пикселя -Lpix, светосила объектива F, а также параметры q3 и Na. При расчетах параметры приводились к размерам поля приемника 381 x 381 мм (15"x15") и дозе во входной плоскости D = 1 мР. Качество оптико-электронных трактов в табл. 2 отображено разрешающей способностью приемника R и относительной квантовой эффективностью обнаружения Qu.
Результаты расчетов свидетельствуют о том, что относительная квантовая эффективность обнаружения Qu оптико-электронного тракта FPD выше, чем
Таблица 2 | Квантовая эффективность
Структура приемника NxxNu Lpix, мкм F Чз R, п.л./мм Qu
1 CCD 2048x2048 14 1,1 0,3 25 2,7 0,25
1 CCD 3000x3000 10 1,1 0,3 25 3,9 0,26
1 CCD 4000x4000 10 0,95 0,35 25 4,6 0,45
4 CCD 2200x2200 25 1,1 0,3 25 3,0 0,54
6x8 SA (1/3") 2900x2900 10 0,8 0,65 25 3,8 0,54
6x8 SA (1/2") 4500x4600 ^H 9 0,8 0,65 25 4,6 0,48
7x10 SA (1/3") 3300x3300 10 0,8 0,65 25 4,3 0,60
7x10 SA (1/2") 3100x3100 17 0,8 0,65 25 4,0 0,82
FPD 2700x2700 140 ^H 0 0,1 1000 H 3,6 0,95
№ 4(103/2010 | биотехносфера
у конструкций с объективами. Это обстоятельство в конце 1990-х годов вызвало завышенные оценки перспектив применения приемников на плоских панелях. К сожалению, высокая цена плоских панелей, чувствительность к внешним электромагнитным полям, относительно низкая детальность изображения и наличие выбитых пикселей на изображении при отсутствии ремонтопригодности существенно уменьшили первоначальный оптимизм.
В отличие от приемников на ЕРБ использование больших ССО-матриц приводит к структурам с низкой относительной квантовой эффективностью обнаружения — Яи = 0,25 + 0,26 (табл. 2), т. е. к четырехкратному превышению дозовой нагрузки на пациента относительно идеального приемника. Существенно большую относительную квантовую эффективность обнаружения (фи = 0,54) имеет 4-мат-ричная структура приемника на ССО-матрицах с большими пикселями (табл. 2). К недостаткам такого приемника следует отнести низкую разрешающую способность и значительную стоимость.
Для технологии йА естественный путь увеличения разрешающей способности состоит в увеличении числа матриц и их площади. Для поля 381 х 381 мм решетка из 48 стандартных 1/3" матриц (табл. 2) с размерами пикселя 10 х 10 мкм дает разрешение 3,8 п.л./мм при Яи = 0,54. Эта модель имеет более 500 инсталляций. Дальнейшее увеличение разрешающей способности до 4,3 п.л./мм в серийно освоенных (около 50 инсталляций) 70-матричных моделях (табл. 2) одновременно сопровождается ростом относительной квантовой эффективности обнаружения до Яи = 0,6. При этом 70-матричная модель превосходит по разрешающей способности плоские панели, незначительно проигрывая им по квантовой эффективности обнаружения.
Максимальное разрешение для рентгенографических приемников реализовано в 48-сенсорной структуре (табл. 2) при переходе на вдвое большую по площади 1/2" матрицу. Совокупная 4500 х 4600 цифровая матрица при этом реализуется с квантовой эффективностью обнаружения = 0,48, что выше, чем у аналогичного приемника на 1 матрице ПЗС (табл. 2).
Дальнейшее увеличение плотности расположения 1/2" матриц в 70-матричной модели позволяет, с одной стороны, реализовывать маммографические приемники сЛ = 7,3 п.л./мм и высокой квантовой эффективностью обнаружения (в медицинских учреждениях работает 14 йА-приемников в составе цифровых маммографов). С другой стороны, имеется возможность создавать особо чувствительные приемники. Так, при формировани виртуального пикселя размером 17 мкм путем использования 2-кратного бининга в матрицах (табл. 2) получен приемник с разрешением 4,0 п.л./мм и относительной квантовой эффективностью 0,82. Это эквивалентно чувствительности рентгеновских электронно-оптических преобразователей. Совмещением такого при-
емника с микрофокусным рентгеновским генератором [5] реализован комплекс для неонаталогии. На нем экспериментально подтверждена возможность наблюдения фантома с 1%-ным контрастом при дозе 0,2 мР. Последнее значительно превышает чувствительность рентгеновской пленки.
При использовании 4-кратного бининга реализована чувствительность, требуемая для рентгеноскопии, — 2 % при 0,05 мР/с и разрешающей способности 2,0 п.л./мм на поле приемника 205x215 мм (диагональ 297 мм). Такой динамический приемник заменяет усилитель рентгеновского изображения (УРИ) на рентгеновском электронно-оптическом преобразователе. Первые пять УРИ на динамических приемниках по технологии йА работают в медицинских учреждениях.
Пространственная модель, подавление помех многоканальности
В 1996 году авторами настоящей работы был предложен [6] подход к построению рентген-телевизионной системы с высокой разрешающей способностью, который предполагает использование оптического тракта на основе комбинации экран — массив оптических каналов, представленных объективами и сенсорами. Отличием предложенного подхода является процедура восстановления изображения путем объединения парциальных изображений с выходов оптических каналов без потери информации на границах полей зрения отдельных сенсоров и устранения геометрических и яркостных искажений изображения в каждом из каналов.
С точки зрения корректности постановки задачи полного восстановления изображения рассматриваемый подход несомненно выигрывает по сравнению с подходами, предусматривающими отсутствие зон перекрытия, так как позволяет восстановить корреляционные связи на границах полей зрения соседних сенсоров.
Среди условий работы алгоритмов восстановления рентгеновского изображения следует отметить низкое соотношение сигнал/шум вследствие выполнения требований по снижению дозовой нагрузки на пациента, а также наличия рентгеновских шумов источника излучения.
Модель искажений изображений в йА-системах может быть представлена двумя последовательными звеньями, описывающими пространственные ди-сторсии парциальных изображений ^{х, у, к} и поэлементные эффекты, связанные с изменением интенсивности сигнала яркости ^{В, t, к; В(х, у, к)}:
С(х, у, г, к) = = {х, у, к, [В, г, к, В(х, у, г, к)]}, (4)
где х, у — пространственные координаты; t — время; к — номер оптического канала; В — интенсивность сигнала яркости.
биотехносфера
| № 4(10)/2010
Задача восстановления заключается в нахождении обратного преобразования и устранении искажений, вносимых в изображение в процессе его формирования:
В'(х, у, г) = [х, у, г, к, В(х, у, г, к)], (5)
где В'(х, у, ¿) — восстановленное изображение.
При этом целью восстановления является получение изображения, пригодного для последующего анализа оператором (врачом-рентгенологом).
Анализ позволяет выделить следующие два типа искажений: детерминированные во времени и имеющие зависимость от временной координаты. К первому типу относятся геометрические, а также поэлементные яркостные искажения, описывающие световую характеристику оптического канала.
Пространственные (геометрические) искажения обусловлены следующими факторами: геометрической дисторсией объектива, неперпендикулярностью оптической оси объектива и плоскости матрицы, геометрической неоднородностью плоскости преобразующего экрана (источника света). Для восстановления вида оператора ^{х, у, к) использован метод априорного моделирования на основе анализа искажений тест-объектов. В качестве тест-объектов может быть использована линейная сетка (рис. 1), причем каждый линейный отрезок внутри теста наблюдается как минимум двумя соседними сенсорами.
Процедура коррекции заключается в восстановлении исходной прямоугольной формы сетки и описывается выражением (6).
Преобразование координат изображения:
С = С' КС'е- С'а )(Се - Са) + са, (6)
где С — координаты Х(У) пикселей на входном изображении; С — координаты пикселей выходного изображения.
Преобразование «бочки» в прямоугольник осуществляется с использованием билинейной интерполяции или полиномами более высокого порядка. Интерполяция прямоугольной функцией (нулевого порядка) не обеспечивает получения гладкой кри-
Рис. 1\ Искажения изображения ячейки сетки
вой, одномерные методы интерполяции приводят к существенным потерям разрешающей способности. Интерполяционные полиномы более высоких порядков имеют повышенную вычислительную сложность и не приводят к существенным улучшениям диагностической ценности изображения.
Качество восстановления геометрических искажений определяется качеством определения координат тест-объекта. Для повышения точности восстановления вида оператора геометрических искажений используется полиномиальная аппроксимация координат центров линий сетки, вычисленных по алгоритму поиска центра масс.
Второй тип детерминированных искажений определяется световой характеристикой сенсоров, усилителей сигнала с выхода матриц, зависимостью коэффициента пропускания объектива по полю и неоднородностью рентгеновского потока. Данная характеристика хорошо (до 1-й градации серого при 12-битном представлении сигнала) описывается полиномом 4-го порядка.
Задача восстановления вида оператора Од решается методом априорного моделирования на основании анализа серий изображений тест-объектов. Тест-объекты представляют собой изображения, полученные для различных значений доз, при отсутствии объектов в пределах поля обзора. В каждой точке изображения значение яркости задает узел аппроксимации.
Коррекция искажений выполняется в соответствии с выражением
Ввых X У) = КВвх (У) " С¥1 X У' п)] Х
хС¥2 (х, у, п) + Вопорн(п), (7)
где — отступ; СР2 — наклон линии; п — номер теста; -Вопорн(п) — значение опорной яркости для коррекции для п-го теста; Ввх — яркость входного изображения; Ввых — яркость выходного изображения.
Процедура реализуется следующим образом: по максимальной яркости для изображений тест-объектов выбирают опорную точку. Задачей выполнения преобразования яркости является «выравнивание» тестовых изображений к яркости опорной точки на каждом тесте. Входную яркость произвольного изображения пересчитывают по формуле (7).
Вид оператора, характеризующего временную изменчивость параметров сигналов оптических каналов, можно восстановить на основе метода апостериорного моделирования при анализе параметров изображений соседних оптических каналов в перекрывающихся областях. Параметры коррекции искажений вычисляют путем решения системы линейных уравнений, в которые входят оценки статистических характеристик изображения в зонах перекрытия.
Наличие зон перекрытия позволяет решить задачу восстановления единого изображения из восста-
№ 4(Ю)/2010~|'
биотехносфера
новленных парциальных изображений на выходе оптических каналов и устранения разрывов функции в точках стыковки парциальных изображений. Для этих целей используют локальную пространственную фильтрацию в пределах перекрывающихся областей, при этом учитывают особенности зрительной системы оператора, выполняющего последующий анализ изображения.
В соответствии с описанной выше процедурой строится вычислительный процесс. При этом ошибка в восстановлении геометрических искажений обычно не превышает 1/4 пикселя, а ошибка в восстановлении яркости не превышает 0,1-0,5 %. Обработка выполняется с темпом 5 млн пикселей/с. Время выполнения коррекций для одного снимка на серийном персональном компьютере 2-3 с.
Заключение и выводы
Стремление повысить разрешающую способность плоских панелей, поднять их чувствительность и улучшить эксплуатационные характеристики неизбежно приводит разработчиков к использованию кристаллического кремния как основы аналоговой части панели. В качестве базовой предлагается использовать стандартную СМОй-технологию как наиболее дешевую и отработанную. При этом возникают два основных вопроса:
• как обеспечить относительно низкую стоимость панели;
• как обеспечить большую площадь СМОй-па-нели.
Ответы на оба вопроса лежат в приведенных выше моделях йА-структур. В конструкциях со значительными взаимными дрейфами температур сенсоров необходима автокалибровка. В тех конструкциях, где будет обеспечена температурная стабильность, возможна работа без автокалибровки.
Использование сверхбольших по размеру СМОй-чипов экономически дорого. Для более обоснованных с позиции экономики средних по размеру СМОй-чипов необходимо обеспечить стыковку с четырех сторон.
В качестве примера удачного решения СМОй-кон-струкции можно привести панель фирмы Ея^соп (США) с полем 24x30 см и разрешением 5,0 п.л./мм.
В целом следует отметить, что использование йА-структур открывает перед конструкторами широкие возможности гибкого проектирования всех видов цифровых рентгеновских приемников:
• применение в их конструкции хорошо отработанных электронных компонентов;
• оптимизация конструкций рентгеновских приемников по технико-экономическим и эксплуатационным характеристикам;
• высокая надежность и ремонтопригодность.
Отработанные алгоритмы автокалибровки с геометрической и яркостной коррекцией позволяют получать высококачественные диагностические изображения без визуально обнаруживаемых границ парциальных изображений в условиях значительных дрейфов параметров сенсоров.
На сформированных изображениях присутствует 100 % исходного рентгеновского изображения, так как применяются только годные (на 100 %) сенсоры. Использование перекрытий полей сенсоров снимает необходимость высокоточной пространственной установки сенсоров и позиционирования экрана. Это обеспечивает высокую ремонтопригодность. Геометрическая калибровка устраняет дисторсию и обеспечивает ошибку позиционирования пикселя по пространству менее 1/4 размера пикселя.
Время обработки изображений позволяет разрабатывать как рентгенографические, так и рентгеноскопические йА-приемники.
| Л и т е р а т у р а |
1. Palasio М. Shart smart digital radiology // Advance for imaging and oncology. July 2002. P. 80-81.
2. The world's first «Multi-CCD detector method» DR System. RF SYSTEM lab. Press Relise. 31. 03. 2009.
3. Maidment A., Yaffe М. Analysis of the spatial-frequency-dependent DQE of optically coupled digital mammography detectors // Medical physics. 21 (6). June 1994. P. 721-729.
4. Hong Liu and oth. Metods to calculate the lens efficiency in optically coupled CCD X-ray imaging systems // Medical physics. 21 (7). July 1994. P. 1193-1195.
5. Васильев А. Ю., Патрахов H. H. Фазовый контраст изображений в микрофокусной рентгенографии / Нев. радиол. форум 2009: материалы. С. 109-111.
6. Мирошниченко С. И., Невгасимый А. А. и др. Телевизионная система высокого разрешения: описание изобретения. РСТ/UA 13. 11. 1996. Бюл. № 8, 20. 03. 1999.
биотехносфера
| № 4(Ю)/2010
