主磁體
主磁體是MRI儀最基本的構件，是產生磁場的裝置。根據磁場產生的方式可將主磁體分為永磁型和電磁型。永磁型主磁體實際上就是大塊磁鐵，磁場持續存在，目前絕大多數低場強開放式MRI儀采用永磁型主磁體。電磁型主磁體是利用導線繞成的線圈，通電后即產生磁場，根據導線材料不同又可將電磁型主磁體分為常導磁體和超導磁體。常導磁體的線圈導線采用普通導電性材料，需要持續通電，目前已經逐漸淘汰；超導磁體的線圈導線采用超導材料制成，置于液氦的超低溫環境中，導線內的電阻抗幾乎消失，一旦通電后在無需繼續供電情況下導線內的電流一直存在，并產生穩定的磁場。目前中高場強的MRI儀均采用超導磁體。主磁體最重要的技術指標包括場強、梯度切換率、磁場均勻度及主磁體的長度。
主磁場的場強可采用高斯（Gauss，G）或特斯拉（Tesla，T）來表示，特斯拉是目前磁場強度的法定單位。距離5安培電流通過的直導線25px處檢測到的磁場強度被定義為1高斯。特斯拉與高斯的換算關系為：1 T = 10,000G。在過去的30年中，臨床應用型MRI儀場強已由0.2 T以下提高到3.0 T以上，目前一般把0.5 T以下的MRI儀稱為低場機，1.5 T到3.0T之間的稱為高場機。
高場強MRI儀的主要優勢表現為：（1）主磁場場強高提高質子的磁化率，增加圖像的信噪比；（2）在保證信噪比的前提下，可縮短MRI信號采集時間；（3）增加化學位移使磁共振頻譜（magnetic resonance spectroscopy，MRS）對代謝產物的分辨力得到提高；（4）增加化學位移使脂肪飽和技術更加容易實現；（5）磁敏感效應增強，從而增加血氧飽和度依賴（BOLD）效應，使腦功能成像的信號變化更為明顯。
當然MRI儀場強增高也帶來以下問題：（1）設備生產成本增加，價格提高。（2）噪音增加，雖然采用靜音技術降低噪音，但是進一步增加了成本。（3）因為射頻特殊吸收率（specific absorption ratio，SAR）與主磁場場強的平方成正比，高場強下射頻脈沖的能量在人體內累積明顯增大，SAR值問題在大于3.0 T的超高場強機上表現得尤為突出。（4）各種偽影增加，運動偽影、化學位移偽影及磁化率偽影等在3.0 T超高場機上更為明顯。但隨著科技的不斷進步，3.0 T的MRI儀在成像技術上得到了長足的發展，逐漸成為臨床應用和研究的主力機型。
MRI對主磁場均勻度的要求很高，原因在于：（1）高均勻度的磁場有助于提高圖像清晰度，（2）磁場均勻是保證MR信號空間定位準確性的前提，（3）場強均勻可減少偽影（特別是磁化率偽影），（4）高度均勻度磁場有利于進行大視野掃描，尤其肩關節等偏中心部位的MRI檢查，（5）只有高度均勻度磁場才能充分利用脂肪飽和技術進行脂肪抑制掃描，（6）高度均勻度磁場才能有效區分MRS的不同代謝產物。現代MRI儀的主動及被動勻場技術進步很快，使磁場均勻度有了很大提高。
為保證主磁場均勻度，以往MRI儀多采用2m以上的長磁體，近幾年各廠家也都推出磁體長度為1.4m～1.7m的短磁體，使病人更為舒適，但磁場均勻性和成像視野能力需要得到保障。
梯度線圈
梯度線圈是MRI儀最重要的硬件之一，主要作用有：（1）進行MRI信號的空間定位編碼；（2）產生MR回波（梯度回波）；（3）施加擴散加權梯度場；（4）進行流動補償；（5）進行流動液體的流速相位編碼。梯度線圈由X、Y、Z軸三個線圈構成（在MR成像技術中，把主磁場方向定義為Z軸方向，與Z軸方向垂直的平面為XY平面）。梯度線圈是特殊繞制的線圈，以Z軸線圈為例，通電后線圈頭側部分產生的磁場與主磁場方向一致，因此磁場相互疊加，而線圈足側部分產生的磁場與主磁場方向相反，因此磁場相減，從而形成沿著主磁場長軸（或稱人體長軸），頭側高足側低的梯度場，梯度線圈的中心磁場強度保持不變。X、Y軸梯度場的產生機理與Z軸方向相同，只是方向不同而已。梯度線圈的主要性能指標包括梯度場強和切換率（slew rate）。
梯度場強是指單位長度內磁場強度的差別，通常用每米長度內磁場強度差別的毫特斯拉量（mT/M）來表示。圖1為梯度場強示意圖，條狀虛線表示均勻的主磁場，斜線表示線性梯度場；兩條線相交處為梯度場中點，該點梯度場強為零，不引起主磁場強度發生變化；虛線下方的斜線部分表示反向梯度場，造成主磁場強度呈線性降低；虛線上方的斜線部分為正向梯度場，造成主磁場強度呈線性增高。有效梯度場兩端的磁場強度差值除以梯度場施加方向上有效梯度場的范圍（長度）即表示梯度場強，即：
梯度場強（mT/M）＝梯度場兩端的磁場強度差值/梯度場的長度
切換率（slewrate）是指單位時間及單位長度內的梯度磁場強度變化量，常用每秒每米長度內磁場強度變化的毫特斯拉量（mT/M.S）來表示，切換率越高表明梯度磁場變化越快，也即梯度線圈通電后梯度磁場達到預設值所需要時間（爬升時間）越短。圖2為梯度場切換率示意圖。梯度場的變化可用梯形來表示，梯形中只有中間的矩形部分才是有效的，矩形部分表示梯度場已經達到預定值并持續存在，梯形的左腰表示梯度線圈通電后梯度場強逐漸增高、直至預定值，用t表示梯度場增高到預定值所需的時間，則梯度場的
切換率＝梯度場預定強度/t
實際上就是梯形左腰的斜率。斜率越大，即切換率越高，梯度場爬升越快，所需的爬升時間越短。
梯度線圈性能的提高對于MR超快速成像至關重要，可以說沒有梯度線圈的進步就不可能有超快速序列。SS-FSE、Fast-GRE及EPI等超快速序列以及水分子擴散加權成像對梯度場的場強及切換率都有很高的要求，高梯度場及高切換率不僅可以縮短回波間隙加快信號采集速度，還有利于提高圖像的SNR，因而近幾年快速或超快速成像技術的發展可以說是直接得益于梯度線圈性能的改進。現代新型MRI儀的常規梯度線圈場強已達30-50mT/m以上，切換率超過120-200 mT/m·s。
需要指出的是由于梯度磁場的劇烈變化會對人體造成一定的影響，特別是引起周圍神經刺激，因此梯度磁場場強和切換率不是越高越好，是有一定限制的。
射頻線圈
射頻線圈也是MRI儀的關鍵部件，射頻線圈有發射線圈和接收線圈之分。發射線圈發射射頻脈沖（無線電波）激發人體內的質子發生共振，就如同電臺的發射天線；接收線圈接收人體內發出的MR信號（也是一種無線電波），就如同收音機的天線。有的線圈可同時作為發射線圈和接受線圈，如裝在掃描架內的體線圈和頭顱正交線圈。大部分表面線圈只能作為接受線圈，而由體線圈來承擔發射線圈的功能。
MR成像對射頻線圈也有很高的要求，發射線圈應盡可能均勻地發射射頻脈沖，激發感興趣容積內的質子。發射線圈所發射的射頻脈沖的能量與其強度和持續時間有關，現代新型的發射線圈由高功率射頻放大器供能，所發射的射頻脈沖強度增大，因而所需要的持續時間縮短，加快了MRI的采集速度。
與MR圖像信噪比密切相關的是接收線圈，接收線圈離檢查部位越近，所接收到的信號越強，線圈內體積越小，所接收到的噪聲越低，因而各產家開發了多種適用于各檢查部位的專用表面線圈，如心臟線圈、肩關節線圈、直腸內線圈、脊柱線圈等。
近年來出現的表面相控陣線圈（phased array coils）是脈沖線圈技術的一大飛躍。一個相控陣線圈由多個子線圈單元（element）構成，同時需要有多個數據采集通道（channel）與之匹配。目前臨床上推出最新型的相控陣線圈的子單元和與之匹配的數據采集通道為8個以上。利用相控陣線圈可明顯提高MR圖像的信噪比，有助于改善薄層掃描、高分辨掃描及低場機的圖像質量。利用相控陣線圈與平行采集技術相配合，可以進一步提高MRI的信號采集速度。同時，相控陣線圈在臨床上的應用，也要考慮到單個成像視野線圈數量、通道數量、信號傳輸通道的類型、線圈覆蓋范圍和穿透力、以及相關配合應用的成像技術等等。
計算機系統
計算機系統屬于MRI儀的大腦，控制著MRI儀的脈沖激發、信號采集、數據運算和圖像顯示等功能。
其他輔助設備
除了上述重要硬件設備外，MRI儀還需要一些輔助設施方能完成病人的MRI檢查，例如：檢查床、液氦及水冷卻系統、空調、膠片處理系統等。