Imagistica medicala folosind rezonanta magnetica nucleara
1. Principiile generale ale imagisticii medicale
Sintagma imagistica medicala se refera la obtinerea de informatii privind starea fiziologica ori patologica, pe baza interpretarii imaginii unei portiuni a corpului. Definit in felul acesta termenul este foarte larg deoarece imaginile ce se pot obtine se bazeaza pe fenomene diferite, deci poarta informatie diferita. Ele au totusi unele elemente comune: reprezinta imagini construite, folosind mijloace tehnice avansate, pe baza raspunsului organismului la interactiunea cu factori fizici. Fectorul fizic poate fi purtat de un factor chimic, de exemplu radiofarmaceuticele. In acest caz, interactiunea are loc intre ctructurile bologice si factorul chimic, cel fizic fiind insa purtatorul informatiei.
Interactiunea cu factorul fizic implica cedarea unei cantitati de energie tesutului. Cu cat energia cedata este mai mare, cu atat investigatia respectiva poate avea efecte colaterale mai importante.
Imaginea se construieste de la gradul diferit in care un parametru al factorului e modificat prin interactiunea cu anumite tesuturi, deci functie de caracteristicile acestora. Valorile parametrului respectiv sunt convertite in grade de luminozitate (nuante de gri sau culori asociate conventional) a imaginii. Cu cat diferenta intre caractericticile tesuturilor, din punct de vedere al factorului respectiv, va fi mai mare, cu atat va fi mai accentuat contrastul imaginii. Calitatea imaginii e data de contrast si de posibilitatea de a distinge mai multe detalii, deci de sensibilitate si de rezolotie. Calitatea imaginii e afectata de zgomotul suprapus peste semnalul util si de eventuale artefacte . Acesti parametri depind de raspunsul tesutului dar si de caracteristicile radiatiei incidente si de prelucrarea tehnica a raspunsului. Imaginile obtinute prin diferite tehnici difera de intre ele, functie de:
¨ factorul fizic si parametrii acestuia;
¨ mecanismul de interactiune cu materialul biologic;
¨ mijloace tehnice folosite pentru aplicarea factorului fizic si inregistrarea raspunsului;
¨ modul de construire a imaginii, de regula pe calculator, cel putin la tomografie; in felul acesta se poate imbulnatati calitatea imaginii.
Principalii factori fizicii utilizati astazi in imagistica medicala sunt: radiatiile X (radiologie, tomografie X sau tomodensitometrie), ultrasunetele (ecografie si tomografie cu ultrasunete); radiatiile ionizante emise de substante radioactive, fixate, de regula, pe trasori specifici tesutului investigat (scintigrafie, tomoscintigrafie sau tomografie de emisie), campul electromagnetic (tomografie RMN).
Tomografia
Cu oricare din acesti factori fizici se pot obtine imagini tomografice. Termenul de tomografie vine de la gr. tomi=sectiune, deci inseamna obtinerea unor imagini pe sectiuni. Prima etapa este stabilirea sectiunii ori sectiunilor pe care se face inregistrarea. In continuare sectiunea se imparte in elemente de volum (voxel = volum element) si trebuie obtinut un semnal corespunzand raspunsului individual al fiecaruia. Odata inregistrate aceste semnale imaginea se construieste de catre un calculator in asa fel incat fiecarui element de volum sa?i corespunda un element de imagine (pixel = picture element). Un parametru al raspunsului tisular, cel mai adesea intensitatea, dar nu numai, se traduce in grade de luminozitate (uneori culoare) a pixel-ului corespunzator, astfel incat matricea reprezinta o matrice de elemente (puncte) de luminozitate. Fiecarui element de imagine corespunzandu?i un element de volum, cu cat matricea e mai mare, cu atat elementul de volum e mai mic.
Evident, nu se pot distinge detalii mai mici decat un voxel. Micsorarea voxel?ului duce insa, de regula, la marirea zgomotului.
Prin inregistrarea unui numar mare de sectiuni adiacente, se poate construi, pe calculator o imagine tridimensionala (3D), care apoi poate fi examinata in orice sectiune: planuri diferite si unghiuri diferite.
2. Imagistica de rezonanta magnetica nucleara
Principii
O particula in miscare de rotatie e caracterizata de un moment cinetic (L), vector perpendicular pe planul traiedtoriei, dependent de masa si viteza particulei si raza traiectoriei, deci descrie caracteristicile miscarii: LImvr.
O sarcina electrica in miscare este influentata de un camp magnetic, deci se comporta ca un mic magnet, caracterizat printr?un moment magnetic. Momentul magnetic e tot un vector perpendicular pe planul traiectoriei, sensul depinnzad de semnul sarcinii.
Electronul are un moment cinetic si, respectiv, un moment magnetic orbital, corespunzator rotatiei in jurul nucleului, dar si un moment cinetic si, respectiv, un moment magnetic de spin. Acestea din urma ar putea fi interpretate intuitiv ca fiind corespunzatoare unei miscari de rotatie in jurul propriei axe. In mecanica cuantica, momentul cinetic de spin sau spinul (S) e cuantificat, depinzand de numarul cuantic de spin (s), , ce poate lua valorile . Momentul magnetic corespunzator (de spin) are valoarea:
; aµi=J/T unde: ?=e/2m=raport giromagnetic; g=factorul lui Landé, constanta ce depinde de natura particulei; h=constanta lui Plank;
S=moment cinetic de spin; s=munar cuantic de spin, s=1/2,-1/2.
Momentul magnetic se masoara in joule/tesla (J/T).
Marimea µB=?h/2p=he/4pme se numeste magnetonul lui Bohr (me=masa electronului) se poate considera o cuanta de moment magnetic. In mod similar protonul are si el moment magnetic de spin. Se defineste magnetonul nuclear, µN=h?N/2p=he/4pmp, in care s?a inlocuit masa electronului cu a protonului (mp); ?N este raportul giromagnetic al protonului. Magnetonul nuclear e cu trei ordine de marime mai mic decat magnetonul lui Bohr deoarece masa protonului este mai mare. Se constata si se demonstreaza In mecanica cuantica faptul, inexplicabil in cadrul mecanicii clasice, ca neutronul, desi neutru, are totusi un moment magnetic de spin, egal cu al protonului. Ca si in cazul electronului, nucleolii se asociaza in perechi de spin opus (+1/2 si -;1/2), astfel incat pentru un numar par, spinil total e nul.
Pentru un nucleu, cuprinzand un numar Z de protoni si A-Z neutroni, momentul magnetic de spin total se obtine prin insumarea momentelor corespunzatoare protonilor si, respectiv, neutronilor. Sunt posibile trei cazuri:
¨ atat protonii cat si neutronii sunt in numar par (A si Z pare); rezulta un spin nul;
¨ numarul de masa (A) e impar, deci fie protunii, fie neutronii, sunt in numar impar; rezulta un spin semiintreg (+1/2 sau -;1/2);
¨ A e par si Z impar, ceea ce inseamna ca atat protonii cat si neutronii sunt in numar impar; spinil este intreg (1), deoarece spinul semiintreg rezultat pentru fiecare tip de nucleoni in parte se aduna, dand 1.
Daca o particula, avand un moment magnetic nenul, e plasata in camp magnetic (B), asupra ei se exercita un cuplu de forte, ceea ce imprima o miscare de precesie, precesia Larmour, avand ca ax directia campului magnetic, in urma careia se va orienta pe directia lui B. E o miscare similara cu a unui titirez. Viteza unghiulara (?L) si, respectiv, frecventa (?L) miscarii de presesie sunt date de relatiile:
?L=g?B; ?L=?L/2p=g(?/2p)B.
Inmultind frecventa cu constanta lui Plank, se regaseste expresia magnetonului. Deci h?L=g(?h/2p)B=gµBB a pentru electron h?L=gN(?Nh/2p)B=gNµNB a pentru un proton.
Deci ?L, frecventa Larmoure a protonului, e proportionala cu inductia campului magnetic si cu magnetonul nuclear. Ea este de ordinul MHz, asadar in domeniul de radiofrecventa.
Daca o particula avand un moment magnetic se plaseaza intr-un camp magnetic uniform de inductie B, ea va avea o energie potentiala e=-µB=-gNµNBs.
Comparand aceasta relatie cu expresia frecventei Larmoure, rezulta ca la o variatie a numarului cuantic de spin cu 1 unitate (intre -;1/2 si +1/2), energia variaza cu ?e=h?L.
Deci intr-un camp magnetic, protonul se poate afla in doua stari energetice, cea mai joasa corespunzand spinului +1/2. Cele doua stari reprezinta o orientare paralela (p), respectiv, antiparalela (a), cu directia campului. La echilibru, intr-o populatie de protoni, repartitia pe cele doua nivele este data de relatia lui Boltzmann: , in care:
Np si Na reprezinta numarul de protoni aflati pe cele doua nivele (paralel, respectiv antiparalel).
B=inductia campului magnetic; k=constanta lui Boltzmann; h=constanta lui Plank;
T=temperatura absoluta.
Raportul are o valoare putin mai mare decat 1, deci pe nivelul fundamental se afla mai putini protoni. In consecinta, la echilibru, µN rezultant e paralel cu inductia campului magnetic (B).

Pentru ca un proton sa treaca de pe nivelul fundamental pe nivelul excitat, trebuie sa i se furnizeze o energie egala cu ?e. Deci el poate absorbi o radiatie electromagnetica de frecventa egala cu frecventa Larmoure; este frecventa de rezonanta. Supa cum reiese din relatiile de mai sus, aceasta frecventa e proportionala cu inductia campului magnetic B.
Spectre de rezonanta magnetica nucleara
O populatie de nuclee cu spin nenul, plasata intr?un camp magnetic uniform si constant se repartizeaza, asa cum am vazut intre cele doua nivele energetice conform legii lui Boltzman. Daca peste acest camp se suprapune un camp electromagnetic cu frecventa Larmour, spinii absorb energia si pot trece rapid pe nivelul energetic superior; ei intra in rezonanta cu campul EM. Reorientarea spinilor induce o tensiune electromoroare intr?o infasurare ce inconjoara proba. Aplicandu?se un camp electromagnetic de frecventa variabila continuu (in domeniul de radiofrecventa), fiecare specie nucleara cuprinsa in esantion va intra in rezonanta la propria frecventa Larmour (?=?L); s?a realizat astfel un baleiaj de frecventa. Inregistrandu?se semnalul se obtine spectrul RMN, A(?); frecventa liniilor spectrale corespunde frecventei Larmour a nucleelor, iar amplitudinea numarului de nuclee care absorb la frecventa respectiva.
Operatia se poate realiza si altfel: campul EM aplicat are o frecventa constanta, dar peste campul B se aplica un al doilea camp, de intensitate mult mai mica (?B) si reglabil. Rezonanta se obtine pentru gNµN(B+?B)=h?L. S?a facut un baleiaj de camp.
In prezent, spectrele RMN se obtin prin aplicarea unui semnal de radiofrecventa sub forma unor impulsuri scurte (µs), de frecventa fixa. Acestea induc o perturbare a spinilor. Dupa incetarea impulsului, ei revin in situatia de echilibru, printr?o precesie Larmour libera, corespunzand unui semnal sinusoidal amortizat, specific pentru fiecare specie nucleara prezenta. Se inregistreaza raspunsul sistemului ca o functie de timp f(t). Printr?o transfirmare Fourier se obtine spectrul A(?) al sistemului.
Frecventa Larmour, depinzand de inductia campului magnetic in imediata vecinatate a nucleului, e influentata de campurile magnetice ale altor nuclee prezente si de norul electronic ce inconjoara nucleul. Acesta realizeaza o ecranare, ce se manifesta prin faptul ca nucleul „simte” un camp magnetic nai nic decat cel aplicat (B). Consecinta va fi o deplasare a frecventei de rezonanta fata de cea a nucleului izolat. Deplasarea e de ordinul 10-6 din frecventa de rezonanta si se exprima in parti pe milion (ppm=10-6). Deplasarea poate da indicatii asupra mediului ambiant. De exemplu, frecventa de rezonanta a protonilor in grasimi e deplasata fata de cea in apa cu 3,3ppm. La B=1T, frecventa Larmour a protonilor fiind 42,6MHz corespunde unei deplasari de 140Hz. Exprimarea in ppm are avantajul ca nu depinde de intensitatea campului.
3. Spectroscopia RMN bidimensionala
La excitarea cu un camp de RF a macromoleculelor, interactiunile dintre protoni sunt multiple, deci spectrele ce se obtin sunt extrem de complexe, multe linii spectrale suprapunandu?se, asa ca devine destul de dificil de extras informatia. Acest lucru este inlaturat prin spectroscopia bidimensionala. Extitarea se face in secvente. Intr?o prima etapa, proba este iradiata cu un semnal de RF care va excita toate nucleele. Fiecare insa va avea o precesie cu o frecventa ce depinde de campul local, deci de interactiunile la care ia parte. Dupa un timp t1 variabil in trepte, cand spinii var fi defazati in functie de propria frecventa Larmour, se aplica un al doilea semnal de RF, care va avea, evident, efecte diferite asupra fiecarui spin. Dupa un timp t2, timpul de achizitie, se inregistreaza raspunsul. Operatia se repeta pentru diferite valori ale lui t1, asteptandu?se, de fiecare data, revenirea in starea de repaus. Prin analiza Fourier a raspunsurilor inregistrate, s(t1,t2), se obtine spectrul bidimensional, functie de doua variabile de frecventa, ?1 si ?2, corespunzatoare timpilor t1 si t2. Spectrul va cuprinde o serie de varfuri aflate pe diagonala, reprezentand spectrul unidimensional, dar si alte varfuri, asezate simetric fata de dagonala. Acestea indica interactiunile dintre protoni: un varf avand coordonatele (?a, ?b) si simetricul lui de coordonate (?b, ?a) indica interactiunea dintre un nucleu cu frecventa de rezonanta ?a si unul cu frecventa ?b. Spectroscopia RMN bidimensionala e foarte utila pentru determinarea structurii proteinelor si a altor macromolecule biologice.
4. Relaxarea spinilor
Daca peste campul magnetic uniform B0, care a orientat spinii pe directia lui se suprapune un al doilea camp, campul de excitare (ß), variabil cu frecventa Larmour si orientat perpendicular pe primul, spinii vor iesi din starea de echilibru. Ei se vor orienta pe directia campului de excitare, deci normal la directia campului B0. Magnetizarea pe directia lui B0, pe care o vom nota cu ? va deveni nula, iar cea pe directia campului excitator (ß), notata µx, va fi maxima. La intreruperea campului ß, spinii vor revenii, dupa un anumit timp, la starea de echilibru, efectuand o miscare de precesie cu frecventa Larmour. Variatia campului magnetic rezultata poate fi masurata prin t.e.m. indusa intr?o bobina. Semnalul inregistrat e un semnal sinusoidal atenuat (dupa o lege exponentiala), cu frecventa ?L. Constanta de timp de atenuare se numeste timp de relaxare. Amplitudinea semnalului scade datorita cedarii energiei moleculelor inconjuratoare. Timpul de relaxare inregistrat pe directia longitudinala (z = directia campului B0) se numeste timp de relaxare longitudinala sau timp de relaxare spin?retea, reteaua desemnand ansamblul moleculelor carora le cedeaza energie. Se noteaza cu T1.

in care µ0=magnetizarea (momentul magnetic) in repaus, orientat pe directia campului B0 (z); µz = componenta longitudinala a magnetizarii.
La t=T1, µz=µ0(1-1/e) I 0,63µ0 , iar la t=3T1; µ0 creste la 0,95 µ0, deci practic a revenit la valoarea initiala.
Timpul de relaxare inregistrat intr-un plan perpendicular pe B0 se numeste timp de relaxare transversal sau timp de relaxare spin-spin. Se noteaza cu T2.

in care: µx0=magnetizarea transversala in momentul initial, deci dupa excitare in momentul in care incepe relaxarea; µx=componenta transversala a magnetizarii.
La t=T2; µx=µx0(1/e) I 0,37µx0, iar la t=3T2; µx scade la 0,05µx0, deci se poate considera ca a revenit la 0.
T2 este mai acurt decat T1. Explicatia este urmatoarea: inmomentul intreruperii campului excitator, toate nucleele au aceasi orientare, deci oscileaza in faza (semnalele sunt coerente). Pe masura relaxarii, are loc un schimb de energie intre nuclee (de aici denuluirea de timp de relaxare spin?spin) ceea ce face sa se piarda coerenta, deci rezultanta se va anula inaintea revenirii pe directia revenirii pe directia lui B0. In tabelul de mai jos sunt dati timpii de relaxare pentru unele tesuturi. T1 s?a indicat prin doua valori ale campului magnetic, deoarece depinde de acesta.
Timpii de relaxare ai unor tesuturi
Tesutul T2 (ms) T1 (ms) (B=0,5T) T1 (ms) (B=1,5T)
Adipos 80 210 260
Ficat 42 350 500
Muschi 45 550 870
Materie alba 90 500 780
Materie cenusie 100 650 920

La pierderea coerentei contribuie esential si neomogenitatile campului magnetic extern (al magnetului) si susceptibilitatea magnetica diferita a tesuturilor. Deci, de fapt, constanta de timp inregistrata va fi determinata de aceste neomogenitati, macand constanta de timp caracteristica probei. Se defineste o constanta de timp T2* data de neomogenitatile campului. Intre aceste constante de timp exista relatia: T2*<<T2<T1.
Asa cum am vazut, numai nucleele cu spini nenuli sunt sensibile la aplicarea unor campuri magnetice. In plus, momentul magnetic depinde, in afara inductiei campului magnetic si magnetonului nuclear, de factorul Landé (gN), specific fiecarei specii nucleare. Asta inseamna ca sensibilitatea diferitilor nucleizi e mult diferita. Se defineste ca sensibilitate relativa raportul dintre intensitatea semnalului produs de o anumita specie nucleara si a semnalului produs de acelasi numar de nuclee de hidrogen (protoni). Data fiind concentratia mare in care se afla in orice tesut viu, este elementul cel mai indicat pentru inregistrare RMN in vivo. Uneori se fac si inregistrari ale fosforului.
5. Imagistica de rezonanta magnetica (IRM)
Imagistica RMN (IRM) are ca scop realizarea imaginii bidimensionale dintr?o anumita sectiune a corpului din care e posibila obtinerea unei imagini tridimensionale, pornind de la un numar mare de sectiuni ori chiar a unei inregistrari tridimensionale, a raspunsului tesuturilor la un semnal magnetic ce induce RMN a protonilor, oferind in felul acesta informatii privind starea fiziologica sau patologica a tesuturilor.
Parametrii masurabili care mijlocesc aceste informatii sunt densitatea de protoni si timpii de relaxare (T1 si T2). Primul parametru (densitatea de protoni) este, evident, legat de hidratarea tesuturilor, iar ceilalti doi depind de starea apei in tesuturi (apa libera, apa legata), deci de interactiunea ei cu moleculele biologice. Se observa ca, spre deosebire de alte molecule imagistice in care se inregistreaza un singur parametru, radiatia transmisa, pentru razele x, radiatia reflectata, in ecografie, ori gradul de fixare in tesuturi, in cazul scintigrafiei, imaginile RMN pot inregistra 3 parametrii, ceea ce inseamna o mai mare flexibilitate si o cantitate mai mare de informatie, dar si o complexitate sporita atat a aparaturii cat si a protocoalelor de lucru deci necesita o reglare mai fina a parametrilor functie de ceea ce se urmareste. In plus, prelucrarea raspunsului pentru obtinerea imaginii e si ea mai complexa. Marele avantaj al imagisticii RMN este faptul ca nu utilizeaza radiatii ionizante (X sau ? ), deci nocivitatea este incomparabil mai mica.
Imaginea se obtine, ca si in cazul altor forme de imagistica, prin diferenta intensitatii semnalului inregistrat in zone alaturate, corespunzand unor caracteristici diferite. Deci problema care se pune e convertirea variatiei parametrilor inregistrati in modificari ale intensitatii semnalului. In ceea ce priveste concentratia protonilor, chestiunea e relativ simpla, dat fiind ca amplitudinea semnalului de RF de relaxare creste monoton cu aceasta. Pentru timpii de relaxare, intensitatea semnalului depinde de momentul in care se inregistreaza raspunsul si de frecventa stimulilor de excitare. In functie de acestea exista mai multe regimuri de functionare, dand evident informatii diferite. Pentru imbunatatirea contrastului se folosesc si „agenti de contrast”. Acestia sunt, in general, materiale paramagnetice, substante cu electroni nepereche; ele au o susceptibilitate magnetica ridicata, ceea ce duce la o distorsiune locala a campului magnetic si deci la modificarea timpilor de relaxare.
6. Instalatia
Corpul pacientului este introdus in interiorul unui magnet care genereaza un camp magnetic uniform. Se folosesc magneti permanenti, electromagneti ori magneti supraconductori. Magnetii permanenti sunt mai putin costisitori in exploatare (nu consuma energie); marele lor dezavantaj e greutatea, care poate ajunge la 100t. Electromagnetii au un mare consum de energie si degaja o cantitate importanta de caldura, datorita didipatiei pe rezistenta infasurarilor, ceea ce implica necesitatea unui sistem de racire. Pot genera campuri magnetice de pana la 0,15T. Magnetii supraconductori sunt electromafneti raciti pana la -269°C, printr?un dubli circuit cu azot si heliu lichid. La aceasta temperatura, rezistenta infasurarii devine nula (fenomenul de supraconductivitate), deci consumul de energie e foarte mic. Pot genera campuri de pana la 2T.
Pentru stabilirea sectiunii si a elementelor de volum de pe care se face inregistrarea se aplica, pe anumite directii, campuri magnetice neuniforme liniar variabile in spatiu, suprapuse peste campul magnetic principal, asa-numitii gradienti de camp. Acestia se obtin cu ajutorul unor infasurari cu geometrie si orientare adegvate.
Semnalele de RF excitatoare se aplica prin intermediul unor bobine prin care circula un curent alternativ cu frecventa de rezonanta (dependenta de inductia campului magnrtic). Uneori, aceleasi bobine se folosesc si pentru inregistrarea raspunsului.
Prelucrarea semnalelor inregistrate si construirea imaginii se realizeaza pe computer.
Dat fiind ca se lucreaza in camp magnetic si cu semnale electromagnetice de radiofrecventa, pot aparea interactiuni cu mediul inconjurator, in ambele sensuri. Omogenitatea campului magnetic poate fi alterata de prezenta unar obiecte feromagnetice cu deosebire daca acestea sunt in miscare; invers, campul magnetic poate perturba functionatrea unor aparate electrice cum ar fi: stimulatoare cardiace, monitoare video, suporturi pentru inregistrare magnetica (discuri, benzi), tuburi de radiatii X, etc. Semnalele de RF inregistrate fiind slabe pot fi perturbate de semnale captate din exterior. Pentru evitarea acestor interactiuni se face o ecranare a incaperii si se evita introducerea de surse de radiatii (exemplu: iluminatul fluorescent).
7. Exemplu de oferta comerciala de sistem RMN
HITACHI Medical Corporation Japonia
AIRISTM II
Sistem de Rezonanta Magnetica Nucleara
- cu Magnet Permanent - 0.3 Tesla AIRIS II este unul dintre cele mai performante sisteme RMN disponibile la ora actuala, oferind o gama larga de functii si facilitati de ultima ora. Spre deosebire de sistemele cu magnet rezistiv sau supra-conductor, AIRIS II, datorita magnetului permanent, are costuri de intretinere extrem de scazute, precum si o fiabilitate foarte mare. Tinand cont de conditiile specifice din Romania, AIRIS II este ideal atat pentru spitalele de stat, cat si pentru clinicile particulare, costurile de intretinere mici fiind extrem de importante.
AIRIS II - specificatii tehnice
Gantry cu magnet permanent 0.3 T, cu camp magnetic vertical
· Deschidere 210O in fata si 70O in spate
· Circuit magnetic fara curenti liberi Eddy
· Sistem gradient 15 mT/m, slew rate 30 T/m/s
· Sistem de transmisie si receptie radiofrecventa 5 kW, iesire pe 4 canale

· Masa pentru pacient
Bobine
· Bobina deschisa QD pentru cap
· Bobina flexibila QD medie pentru corp
· Bobina flexibila QD mare pentru corp
· Bobina pentru gat si articulatii
· Bobina QD pentru genunchi
Computer control si procesare a datelor Computer RISC Ultra Sparc, 64 bits · Procesor de imagine · 3.5'' / 9 GB hard disk · 5.25'' / 2.6 GB disk optic · Monitor color 21'' Pachet Gating· Gating ECG · Unitate Gating periferic Pachet scanare rapida· High Resolution Fast Spin Echo / Fast IR · Pachet "dual slice" Pachet MRA· 2D / 3D TOF · 2D / 3D PC
Accesorii standard
· Cutie filtrare
· Fantoma de calibrare
· Matlasare masa pacient
· Interfon
Optiuni
1. Sistem de compensare a fluctuatiilor magnetice
2. Bobina pentru san
3. Bobina QD pentru genunchi
4. Bobina pentru articulatii (L - mare)
5. Bobina pentru articulatii (S - mica)
6. Iesire I/F semnal DICOM 3
7. Bobina QD pentru incheietura mainii
8. Bobina QD pentru umar, preformata
9. Bobina preformata pentru umar "multiple array"
10. Kit "multiple array"
11. Bobina pentru cap / gat "multiple array"
12. Bobina QD flexibila pentru corp (S - mica)
13. Bobina TMJ
14. Bobina pentru cap / gat
15. Fluoroscopie Rezonanta Magnetica
16. Blindarea camerei pentru radiofrecventa (4 x 5 m, o fereastra, o usa)
17. Aer conditionat
18. Imprimanta laser 8700
19. Secvente EPI (SE / DW)

Instalarea se efectueaza de catre un inginer HITACHI Medical Systems Europe, cu asistenta din partea inginerilor MATE-FIN. Transportul sistemului in camera RMN este supravegheata de catre inginerul HITACHI, iar dupa instalare acesta va masura undele electromagnetice deviate.