磁気共鳴画像の物理学

磁気共鳴画像法（MRI）は、主に放射線学や核医学で人体の解剖学や生理学を調べ、腫瘍、炎症、脳卒中などの神経疾患、筋肉や関節の障害、心臓や血管の異常などの病状を検出するために使用される医療用画像技術です。造影剤は、画像を強調して診断を容易にするために、静脈内または関節内に注入される場合があります。CTやX線とは異なり、MRIは電離放射線を使用しないため、小児の診断や繰り返しのランニングに適した安全な手順です。特定の非強磁性金属インプラント、人工内耳、心臓ペースメーカーを使用している患者も、今日では強力な磁場の影響にもかかわらずMRIを受けることができます。これは古いデバイスには適用されず、医療専門家向けの詳細はデバイスの製造元によって提供されます。

特定の原子核は、外部磁場に置かれると、無線周波数エネルギーを吸収および放出することができます。臨床および研究用の MRI では、検査対象の解剖学的構造に近いアンテナで受信される検出可能な無線周波数信号を生成するために、水素原子が最もよく使用されます。水素原子は、人体やその他の生物、特に水と脂肪に自然に豊富に存在します。このため、ほとんどの MRI スキャンは、基本的に体内の水分と脂肪の位置をマッピングします。無線波のパルスが核スピンのエネルギー遷移を励起し、磁場の勾配が信号を空間的に特定します。パルス シーケンスのパラメーターを変更することで、組織内の水素原子の 緩和特性に基づいて、組織間に異なるコントラストを生成できます。

スキャナーの磁場 ( B _{0 ) 内にある場合、陽子の}磁気モーメントは磁場の方向に対して平行または反平行になるように整列します。個々の陽子は 2 つの整列のうち 1 つしかとれませんが、陽子の集合はどのような整列でも可能であるかのように動作します。ほとんどの陽子はB ₀と平行に整列しますが、これは低エネルギー状態だからです。次に、陽子を平行整列から反平行整列に励起できる無線周波数パルスが適用されますが、残りの説明では後者のみが関係します。陽子は、平衡方向に戻す力に応じて、重力の影響を受けて回転する車輪のように回転運動 (歳差運動) を起こします。陽子は、スピン格子緩和のプロセスによって低エネルギー状態に戻ります。これは磁束として現れ、受信コイルの電圧を変化させて信号を送ります。ボクセル内の陽子または陽子群が共鳴する周波数は、陽子または陽子群の周囲の局所磁場の強さに依存し、磁場が強いほどエネルギー差が大きくなり、光子の周波数が高くなります。空間にわたって直線的に変化する追加の磁場 (勾配) を適用することで、画像化する特定のスライスを選択でき、信号の空間周波数 ( k空間) の 2 次元フーリエ変換を行うことで画像が得られます。勾配コイルに流れる電流に対するB ₀からの磁気ローレンツ力により、勾配コイルは移動しようとして大きなノック音を発するため、患者は聴覚保護具を必要とします。

MRIスキャナーは、1975年から1977年にかけてノッティンガム大学のレイモンド・アンドリュー教授（FRS FRSE）によって核磁気共鳴の研究に基づいて開発されました。全身スキャナーは1978年に開発されました。^[1]

原子核より小さい粒子はスピンという量子力学的特性を持つ。^{[2] 1} H（陽子）、² H、³ He、²³ Na、³¹ Pなどの特定の原子核は、非ゼロのスピンを持ち、したがって磁気モーメントを持つ。 ¹ Hなどのいわゆるスピン1 ⁄ 2原子核の場合、アップとダウンと呼ばれる2つのスピン状態が存在する。 ¹² Cなどの原子核には不対中性子や不対陽子はなく、正味のスピンもないが、同位体¹³ Cにはある。

これらのスピンが強力な外部磁場内に置かれると、磁場の方向に沿った軸の周りを歳差運動します。陽子は、非常に小さな分裂エネルギーによって分離された低エネルギー状態と高エネルギー状態の 2 つのエネルギー固有状態に整列します(ゼーマン効果)。

量子力学は、単一の陽子の挙動を正確にモデル化するために必要です。しかし、古典力学は、陽子の集団の挙動を適切に記述するために使用できます。他のスピン粒子と同様に、単一の陽子のスピンを測定すると、一般に平行と反平行と呼ばれる2つの結果のいずれかになります。陽子の状態について議論する場合、その陽子の波動関数を参照します。これは、平行状態と反平行状態の線形結合です。^[3]${\displaystyle 1/2}$

磁場B ₀が存在すると、陽子は粒子の磁気回転比と磁場の強さによって決まるラーモア周波数で歳差運動するように見える。MRI で最も一般的に使用される静磁場は、無線周波数(RF)光子に対応する歳差運動を引き起こす。^[要出典]

熱力学的平衡における正味の縦磁化は、低エネルギー状態の陽子がわずかに過剰であることによる。これにより、外部磁場と平行な正味の分極が生じる。RF パルスを適用すると、この正味の分極ベクトルは横に傾く (いわゆる 90° パルス) か、反転する (いわゆる 180° パルス) ことさえある。陽子はRF パルスと位相が合うため、互いに位相が合う。^{[引用が必要]}

縦磁化の回復は縦緩和またはT ₁ 緩和と呼ばれ、時定数T _1で指数関数的に発生します。横方向の平面での位相コヒーレンスの喪失は横緩和またはT ₂緩和と呼ばれます。したがって、 T _{1はスピン システムの}エンタルピー、つまり平行スピンと反平行スピンを持つ核の数に関連付けられます。一方、T _{2 は}システムの エントロピー、つまり位相が合った核の数に関連付けられます。

無線周波数パルスがオフになると、横方向のベクトル成分が振動磁場を生成し、受信コイルに小さな電流を誘導します。この信号は自由誘導減衰(FID) と呼ばれます。理想的な核磁気共鳴実験では、FID は時定数T ₂でほぼ指数関数的に減衰します。ただし、実際の MRI では、異なる空間位置 (「不均一性」) で静磁場にわずかな違いがあり、ラーモア周波数が体全体で変化します。これにより、破壊的な干渉が発生し、FID が短くなります。観測される FID 減衰の時定数はTと呼ばれます。^*
₂緩和時間は常にT ₂より短くなります。同時に、縦磁化はT ₂よりはるかに大きい時定数T ₁で指数関数的に回復し始めます(以下を参照)。

MRI では、磁場勾配コイルによって静磁場が増強され、スキャン領域全体で変化するため、異なる空間位置が、異なる歳差周波数に関連付けられます。歳差周波数が RF 周波数と一致するような磁場がある領域のみが励起されます。通常、これらの磁場勾配は、スキャンする領域全体を掃引するように変調されます。MRI に汎用性を与えているのは、ほぼ無限の種類の RF および勾配パルス シーケンスです。磁場勾配の変化により、応答する FID 信号が周波数領域に広がりますが、これは、再フォーカス勾配 (いわゆる「勾配エコー」を作成するため)、または無線周波数パルス (いわゆる「スピン エコー」を作成するため)、または拡散信号のデジタル後処理によって回復および測定できます。T 1 緩和が発生し、スピンの熱平衡が多かれ少なかれ回復すると、プロセス全体を繰り返すことができます。繰り返し時間( TR ₎は、同じスライスの 2 つの連続した励起間の時間です。^[4]

通常、軟部組織では T _1は約1秒ですが、T ₂とT^*
₂数十ミリ秒です。ただし、これらの値は組織によって大きく異なる場合があり、外部磁場によっても大きく異なります。この動作は、MRI に優れた軟部組織コントラストを与える要因の 1 つです。

MRI 造影剤、例えばガドリニウム(III) を含む造影剤は、緩和パラメータ、特にT _{1 を}変化させる (短縮する) ことによって作用します。

磁場勾配と無線周波数励起を組み合わせて画像を作成するためのさまざまな方式が考案されています。

• コンピュータ断層撮影などの投影からの2Dまたは3D再構成。
• イメージをポイントごとまたは行ごとに構築します。
• 静的フィールドではなく RF フィールドの勾配。

これらの方式はいずれも専門的な用途で時々使用されますが、今日の MR 画像の大部分は、スライス選択による 2 次元フーリエ変換(2DFT) 技術、または 3 次元フーリエ変換 (3DFT) 技術によって作成されています。2DFT はスピン ワープとも呼ばれます。以下では、スライス選択による 2DFT 技術について説明します。

3DFT 技術は、スライス選択がなく、位相エンコードが 2 つの異なる方向で実行される点を除いて、かなり似ています。

特に脳スキャンや非常に迅速に画像が必要な場合に使用される別の方式は、エコープラナーイメージング（EPI）と呼ばれます。^[5]この場合、各RF励起の後に、異なる空間エンコーディングを持つ一連の勾配エコーが続きます。マルチプレックスEPIは、例えば全脳機能MRI（fMRI）や拡散MRIの場合、さらに高速です。^[6]

画像のコントラストは、サンプル内の異なる場所から回収されたNMR信号の強度の違いによって作成されます。これは、励起核（通常は水陽子）の相対密度、緩和時間（ T ₁、T ₂、およびT）の違いに依存します。^*
₂) や、特殊な MR スキャンで説明されている他のパラメータにも影響します。ほとんどの MR 画像のコントラストは、実際にはこれらすべての効果を組み合わせたものですが、イメージング パルス シーケンスを慎重に設計することで、1 つのコントラスト メカニズムを強調し、他のコントラスト メカニズムを最小限に抑えることができます。異なるコントラスト メカニズムを選択できることにより、MRI は驚くほど柔軟になります。脳では、T _{1強調により、}白質の神経接続が白く見え、灰白質のニューロンの集まりが灰色に見え、脳脊髄液 (CSF) は暗く見えます。白質、灰白質、脳脊髄液のコントラストは、T ₂またはT^*
₂イメージングでは、健常者ではコントラストがほとんど得られないのに対し、陽子密度強調イメージングではコントラストがほとんど得られない。さらに、脳血流（CBF）、脳血液量（CBV）、血液酸素化などの機能パラメータは、 T ₁、T ₂、T 3に影響を及ぼす可能性がある。^*
₂適切なパルスシーケンスでエンコードできます。

状況によっては、画像パラメータを調整するだけでは、関心のある解剖学的構造や病理を適切に示すのに十分な画像コントラストを生成できないことがあります。その場合、造影剤を投与することがあります。胃や小腸を画像化するために、経口摂取する水と同じくらい簡単なものです。しかし、 MRI で使用される造影剤のほとんどは、その特定の磁気特性に基づいて選択されます。最も一般的には、常磁性造影剤 (通常はガドリニウム化合物^{[7] [8]} ) が投与されます。ガドリニウムで増強された組織や体液は、T ₁強調画像で非常に明るく表示されます。これにより、血管組織 (腫瘍など) の検出感度が向上し、脳灌流 (脳卒中など) の評価が可能になります。最近、ガドリニウムベースの造影剤の毒性と、腎機能障害のある人への影響に関する懸念が高まっています。 (下記の「安全性/造影剤」を参照してください。)

最近では、超常磁性造影剤、例えば酸化鉄 ナノ粒子^{[9] [10]}が利用可能になった。これらの造影剤はT^*
₂磁性剤は、肝細胞癌の診断に用いられる造影剤で、肝細胞癌の診断に用いられる。正常な肝組織は造影剤を保持するが、異常な部位（瘢痕、腫瘍など）は保持しないからである。また、経口摂取して消化管の視認性を向上させ、消化管内の水分が他の臓器（膵臓など）を覆い隠すのを防ぐこともできる。硫酸バリウムなどの反磁性剤も消化管での使用の可能性が研究されているが、あまり使用されていない。

1983年、Ljunggren ^[11]と Twieg ^{[12] はそれぞれ独立に}k空間形式を導入しました。これは、さまざまな MR イメージング技術を統合する上で非常に役立つことが証明された技術です。彼らは、線形磁場勾配Gの存在下で自由に歳差運動する核スピンの集団と受信コイルとの相互作用によって生成される復調されたMR 信号S ( t )が、有効スピン密度のフーリエ変換に等しいことを示しました。基本的に、この信号はファラデーの電磁誘導の法則から導かれます。 ${\displaystyle \rho ({\vec {x}})}$

${\displaystyle S(t)={\tilde {\rho }}_{\mathrm {eff} }\left({\vec {k}}(t)\right)\equiv \int _{-\infty }^{\infty }\mathrm {d} {\vec {x}}\ \rho ({\vec {x}})\cdot e^{2\pi i\ {\vec {k}}(t)\cdot {\vec {x}}}}$

どこ：

${\displaystyle {\vec {k}}(t)\equiv \int _{0}^{t}{\vec {G}}(\tau )\ \mathrm {d} \tau }$

言い換えれば、時間の経過とともに、信号はk空間で軌跡を描き、軌跡の速度ベクトルは、印加された磁場勾配のベクトルに比例します。有効スピン密度という用語は、 T ₁準備、T ₂減衰、磁場不均一性による位相ずれ、流れ、拡散などの影響、および RF プローブで信号を誘導するために利用可能な横方向磁化の量や受信コイルの電磁場に対する位相に影響を与えるその他の現象の影響を補正した真のスピン密度を意味します。 ${\displaystyle \rho ({\vec {x}})}$

基本的なk空間の式から、サンプリングされたデータの 逆フーリエ変換を行うことによって画像を再構成することが直ちにわかります。${\displaystyle I({\vec {x}})}$

${\displaystyle I\left({\vec {x}}\right)=\int _{-\infty }^{\infty }\mathrm {d} {\vec {k}}\ S\left({\vec {k}}(t)\right)\cdot e^{-2\pi i\ {\vec {k}}(t)\cdot {\vec {x}}}}$

k空間形式を使用すると、一見複雑に思える多くの概念が単純になります。たとえば、位相エンコーディング (いわゆるスピンワープ法) の役割を理解することが非常に簡単になります (特に物理学者にとって)。読み出し (またはビュー) 勾配が一定 (たとえば、 G ) である標準的なスピンエコーまたはグラジエントエコースキャンでは、RF 励起ごとにk空間の 1 本のラインがスキャンされます。位相エンコーディング勾配がゼロの場合、スキャンされるラインはk _x軸です。RF 励起と読み出し勾配の開始の間にゼロ以外の位相エンコーディングパルスが追加されると、このラインはk空間で上または下に移動します。つまり、 k _y = 一定のラインをスキャンします 。

k空間形式により、異なるスキャン技術の比較も非常に簡単になります。シングルショットEPIでは、k空間のすべてが、正弦波またはジグザグ軌道に従って、シングルショットでスキャンされます。k空間の交互の線が反対方向にスキャンされるため、再構成ではこれを考慮する必要があります。マルチショット EPI および高速スピンエコー技術では、励起ごとにk空間の一部のみを取得します。各ショットでは、異なるインターリーブセグメントが取得され、k空間が十分にカバーされるまでショットが繰り返されます。 k空間の中心のデータは、 k空間の端のデータよりも低い空間周波数を表すため、k空間の中心のT _E値によって画像のT ₂コントラストが決まります。

k空間の中心が画像コントラストを決定する上で重要であることは、より高度な画像技術で活用できます。そのような技術の1つはスパイラル取得です。回転磁場勾配を適用して_、k空間の軌跡を中心から端に向かって螺旋状にします。T 2とT^*
₂減衰により信号は取得開始時に最大になるため、k空間の中心を最初に 取得すると、特に急速な動きがある場合に、従来のジグザグ取得と比較して コントラスト対ノイズ比(CNR) が向上します。

と は共役変数（フーリエ変換に関して）なので、ナイキスト定理を用いて、 k空間のステップが画像の視野（正しくサンプリングされる最大周波数）を決定し、サンプリングされる k の最大値が解像度を決定することを示すことができる。すなわち、 ${\displaystyle {\vec {x}}}$${\displaystyle {\vec {k}}}$

${\displaystyle {\rm {FOV}}\propto {\frac {1}{\Delta k}}\qquad \mathrm {解像度} \propto |k_{\max }|\ .}$

(これらの関係は各軸に個別に適用されます。)

タイミング図では、横軸は時間を表します。縦軸は、(上段) 無線周波数パルスの振幅、(中段) 3 つの直交磁場勾配パルスの振幅、(下段) 受信機のアナログ/デジタル コンバータ (ADC) を表します。無線周波数は、画像化する核種のラーモア周波数で送信されます。たとえば、 1 Tの磁場における ^{1 H の場合、42.5781} MHzの周波数 が使用されます。3 つの磁場勾配は、G _X (通常は患者の左から右の方向に対応し、図では赤色)、G _Y (通常は患者の前から後ろの方向に対応し、図では緑色)、およびG _Z (通常は患者の頭からつま先までの方向に対応し、図では青色) とラベル付けされています。負の勾配パルスが示されている場合、勾配方向の反転、つまり右から左、後ろから前、つま先から頭を表します。人間のスキャンでは、1～100 mT/m の勾配強度が使用されます。勾配強度が高いほど、解像度が向上し、イメージングが速くなります。ここに示すパルス シーケンスは、横断 (軸方向) 画像を生成します。

パルス シーケンスの最初の部分である SS は、「スライス選択」を実現します。整形パルス (ここではsinc変調で表示) により、スラブまたはスライス内の縦方向の核磁化が 90°回転し、横方向の磁化が作成されます。パルス シーケンスの 2 番目の部分である PE は、スライス選択された核磁化に位相シフトを与え、Y 方向の位置に応じて変化させます。パルス シーケンスの 3 番目の部分である別のスライス選択 (同じスライス) では、別の整形パルスを使用して、スライス内の横方向の核磁化を 180° 回転させます。この横方向の磁化は、時間T _Eでスピン エコーを形成するように再フォーカスされます。スピン エコー中は、周波数エンコード (FE) または読み出し勾配が適用され、核磁化の共鳴周波数が X 方向の位置に応じて変化します。この期間中、信号はADC によってn _FE回サンプリングされ、垂直線で表されます。通常、128 ～ 512 個のサンプルの n _{FEが取得されます。}

その後、縦磁化はいくらか回復し、時間T _Rの後にシーケンス全体がn _PE回繰り返されますが、位相エンコード勾配が増加します (緑の勾配ブロックの水平ハッチングで示されます)。通常、 128 ～ 512 回のn _PEが繰り返されます。

G _XとG _Zの負方向のローブは、時間T _E (スピンエコーの最大値) で位相が Y 方向の空間位置のみをエンコードするようにするために課されます。

通常、T _Eは 5 ms ～ 100 ms の間、T _{R は}100 ms ～ 2000 ms の間です。

2 次元マトリックス (通常、128 × 128 から 512 × 512 の寸法) を取得していわゆるk空間データを生成した後、2 次元逆フーリエ変換を実行して、よく知られている MR 画像を生成します。フーリエ変換では振幅または位相のいずれかを取得できますが、前者の方がはるかに一般的です。

編集
この表には、珍しいシーケンスや実験的なシーケンスは含まれていません。

MRI スキャナーの主なコンポーネントは、サンプルを分極するメイン磁石、メイン磁場の不均一性を補正するシム コイル、MR 信号の位置を特定するために使用される勾配システム、およびサンプルを励起して結果として生じる NMR 信号を検出する RF システムです。システム全体は 1 台以上のコンピューターによって制御されます。

磁石はスキャナーの中で最も大きくて高価な部品であり、スキャナーの残りの部分は磁石を中心に構築されています。磁石の強さはテスラ（T）で測定されます。臨床用の磁石の磁場強度は通常0.1～3.0 Tの範囲ですが、研究用システムでは人間用に最大9.4 T、動物用に最大21 Tの磁場強度のものが利用可能です。^[42] 米国では、臨床使用のために最大7 Tの磁場強度がFDAによって承認されています。^[43]

メイン磁石の強度と同じくらい重要なのは、その精度です。磁石の中心 (専門用語ではアイソセンター) 内の磁力線の直線性は、ほぼ完璧である必要があります。これは均質性と呼ばれます。スキャン領域内の変動 (磁場強度の不均一性) は、3 ppm 未満である必要があります。3 種類の磁石が使用されています。

• 永久磁石: 強磁性材料 (例:ネオジムなどの希土類元素を含む鋼合金) で作られた従来の磁石は、静磁場を生成するために使用できます。MRI で使用できるほど強力な永久磁石は、非常に大きくてかさばります。重量は 100 トンを超えることもあります。永久磁石 MRI はメンテナンス費用が非常に安く、他の種類の MRI 磁石には当てはまりませんが、永久磁石の使用には大きな欠点があります。他の MRI 磁石と比較して弱い磁場強度しか実現できず (通常 0.4 T 未満)、精度と安定性が限られています。永久磁石には特別な安全上の問題もあります。磁場を「オフ」にできないため、強磁性物体が直接接触すると、永久磁石から取り除くことは事実上不可能です。永久磁石は、設置場所に持ち込むときにも特別な注意が必要です。
• 抵抗性電磁石:銅線で巻かれたソレノイドは永久磁石の代替品です。初期コストが低いという利点がありますが、磁場の強さと安定性には限界があります。電磁石は動作中にかなりの電気エネルギーを必要とするため、動作コストが高くなることがあります。この設計は基本的に時代遅れです。
• 超伝導電磁石:ニオブチタンまたはニオブスズ合金を液体ヘリウムで4 K (-269 °C、-452 °F) まで冷却すると、超伝導体となり、電流に対する抵抗がなくなります。超伝導体で作られた電磁石は、非常に高い磁場強度と非常に高い安定性を持つことができます。このような磁石の製造には多大な費用がかかり、極低温ヘリウムは高価で取り扱いが困難です。しかし、その費用にもかかわらず、ヘリウム冷却超伝導磁石は、今日の MRI スキャナーで見られる最も一般的なタイプです。

ほとんどの超伝導磁石は、クライオスタットと呼ばれる容器内の液体ヘリウムに浸された超伝導線のコイルを持っています。断熱されていても（液体窒素を入れた第2のクライオスタットを含むこともあります）、周囲の熱によってヘリウムはゆっくりと蒸発します。そのため、このような磁石には定期的に液体ヘリウムを補充する必要があります。一般的には、コールドヘッドとも呼ばれるクライオクーラーを使用して、ヘリウム蒸気の一部を液体ヘリウム槽に再凝縮します。現在、いくつかのメーカーが「クライオジェンレス」スキャナーを提供しています。これは、磁石線を液体ヘリウムに浸す代わりに、クライオクーラーで直接冷却するものです。^[44]あるいは、液体ヘリウムを戦略的に慎重に配置して磁石を冷却し、使用する液体ヘリウムの量を大幅に減らすこともできます。 ^[45]または、代わりに高温超伝導体を使用することもできます。^{[46] [47]}

磁石にはさまざまな形状がありますが、永久磁石はC字型が最も多く、超伝導磁石は円筒型が最も多く使用されています。C字型の超伝導磁石や箱型の永久磁石も使用されています。

磁場強度は、画像品質を決定する重要な要素です。磁場が高ければ信号対雑音比が高まり、解像度の向上やスキャンの高速化が可能になります。しかし、磁場強度が高くなるほど、磁石のコストが高くなり、メンテナンス費用も高くなり、安全性への懸念も高まります。一般的な医療用途では、1.0～1.5 T の磁場強度がコストと性能のバランスの取れた適切な値です。ただし、特定の専門的な用途 (脳画像診断など) では、より高い磁場強度が望ましく、現在、一部の病院では 3.0 T のスキャナを使用しています。

MR スキャナが病院や診療所に設置されている場合、その主磁場はスキャンに使用できるほど均一ではありません。そのため、サンプルを使用して磁場を微調整する前に、磁石の磁場を測定してシムを調整する必要があります。

サンプルをスキャナーに入れると、サンプル内の磁化率境界によって主磁場が歪んで、信号ドロップアウト（信号が表示されない領域）や取得画像の空間歪みが生じる。人間や動物の場合、この影響は特に空気と組織の境界、例えば副鼻腔（空気中の常磁性酸素による）で顕著になり、例えば脳の前頭葉の画像化が困難になる。磁場の均一性を回復するために、スキャナーにはシムコイルのセットが組み込まれている。これらは通常室温の抵抗コイルで、球面調和関数の数次数として分布する磁場補正を行うことができる。^[48]

サンプルをスキャナーに置いた後、シムコイルの電流を調整してB ₀フィールドを「シム」します。フィールドの均一性は、フィールド勾配がない状態でFID信号を調べることで測定されます。シムが不十分なサンプルの FID は、複雑な減衰エンベロープを示し、多くの場合、多くのこぶがあります。次に、シム電流を調整して、均一なB ₀フィールドを示す、大きな振幅の指数関数的に減衰する FID を生成します。このプロセスは通常自動化されています。^[49]

勾配コイルは、磁場をイメージングボリューム全体で直線的に変化させることにより、陽子の位置を空間的にエンコードするために使用されます。ラーモア周波数は、x、y、z軸の位置の関数として変化します。

勾配コイルは通常、磁場の強度と方向を迅速かつ正確に調整できる高性能な増幅器で駆動される抵抗性電磁石です。一般的な勾配システムは、20～100 mT/m の勾配を生成できます (つまり、1.5 T の磁石で最大Z軸勾配を適用すると、磁場の強度は 1 m のボアの一端で 1.45 T、他端で 1.55 T になります^[50] )。画像化の平面を決定するのは磁気勾配です。直交勾配は自由に組み合わせることができるため、どの平面でも画像化に選択できます。

スキャン速度は、勾配システムの性能に依存します。勾配が強いほど、より高速な画像化や高解像度が可能になります。同様に、より高速な切り替えが可能な勾配システムでは、より高速なスキャンが可能になります。ただし、勾配の性能は、神経刺激の安全性に関する懸念によって制限されます。

勾配増幅器と勾配コイルの重要な特性として、スルーレートと勾配強度があります。前述のように、勾配コイルは、主磁場に加算または減算する、線形に変化する追加の磁場を生成します。この追加の磁場は、x、y、z の3 方向すべてに成分を持ちますが、画像化に有効なのは磁場に沿った成分 (通常はz軸と呼ばれるため、 G _zと表記) のみです。任意の軸に沿って、勾配はゼロ位置の一方の側で磁場に加算され、もう一方の側で磁場から減算されます。追加の磁場は勾配であるため、単位はガウス/センチメートルまたはミリテスラ/メートル (mT/m) です。MRI で使用される高性能勾配コイルは、通常、1.5 T MRI で約 30 mT/m 以上の勾配磁場を生成できます。勾配システムのスルーレートは、勾配をどれだけ速くオンまたはオフにできるかの尺度です。一般的な高性能勾配のスルーレートは最大 100～200 T·m ⁻¹ ·s ⁻¹です。スルーレートは勾配コイル（大きなコイルのランプアップまたはランプダウンには小さなコイルよりも時間がかかります）と勾配増幅器の性能（コイルのインダクタンスを克服するには大きな電圧が必要です）の両方に依存し、画像品質に大きな影響を与えます。

無線周波数（RF）送信システムは、RFシンセサイザー、電力増幅器、送信コイルで構成されています。このコイルは通常、スキャナーの本体に組み込まれています。送信機の電力は可変ですが、ハイエンドの全身スキャナーでは、最大出力が35kWに達する場合があり、^[51]平均電力1kWを維持できます。これらの電磁場は、アマチュア無線で使用される最高電力を超える電力で数十メガヘルツのRF範囲（多くの場合、電磁スペクトルの短波ラジオ部分）にありますが、MRI装置によって生成されるRF干渉はほとんどありません。これは、MRIが無線送信機ではないためです。「送信コイル」で生成されるRF周波数の電磁場は、関連する変化する電界成分（従来のすべての無線波送信にあるようなもの）がほとんどない磁気近接場です。したがって、MRI 送信コイルで生成される高出力の電磁場は、その RF 周波数で多くの電磁放射を生成せず、その電力はコイル空間内に閉じ込められ、「電波」として放射されません。したがって、送信コイルは、無線周波数では優れた EMフィールド送信機ですが、無線周波数では劣った EM放射送信機です。

受信機は、コイル、プリアンプ、信号処理システムで構成されています。対象者内部の核緩和によって生成される RF電磁放射は真の EM 放射 (電波) であり、RF 放射として対象者から放出されますが、その電力は非常に低いため、近くのラジオチューナーで拾われるような顕著な RF 干渉も発生しません (さらに、MRI スキャナーは通常、ファラデーケージとして機能する金属メッシュで覆われた部屋に設置されます)。

RF 送信と MR 信号受信用の統合コイルを使用してスキャンすることは可能ですが、小さな領域を画像化する場合は、ぴったりフィットする小型コイルを使用することで、より良い画像品質 (つまり、より高い信号対雑音比) が得られます。頭、膝、手首、乳房、または直腸などの内部など、身体の各部にぴったりフィットするさまざまなコイルが用意されています。

MRI 技術の最近の進歩は、複数のチャネルのデータを並行して取得できる高度なマルチエレメント フェーズド アレイ^[52]コイルの開発です。この「並列イメージング」技術は、磁気勾配から生じる空間コーディングの一部をさまざまなコイル要素の空間感度に置き換えることで、加速されたイメージングを可能にする独自の取得スキームを使用します。ただし、加速が増加すると信号対雑音比も低下し、画像再構成で残留アーティファクトが発生する可能性があります。よく使用される 2 つの並列取得および再構成スキームは、SENSE ^[53]と GRAPPA ^[54]として知られています。並列イメージング技術の詳細なレビューは、こちらでご覧いただけます: ^[55]