WO2010090129A1 - バランおよび磁気共鳴撮像装置 - Google Patents

バランおよび磁気共鳴撮像装置 Download PDF

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frequency
coaxial cable
resonance
magnetic field
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陽介 大竹
悦久 五月女
幸生 金子
良孝 尾藤
久晃 越智
宏司 平田
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Hitachi Ltd
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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
    • G01R33/36—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
    • G01R33/3685—Means for reducing sheath currents, e.g. RF traps, baluns

Definitions

  • the present invention relates to a technique for improving the performance of a magnetic resonance imaging (MRI) apparatus, and more particularly to a technique for removing common mode noise.
  • MRI magnetic resonance imaging
  • the MRI apparatus is a medical image diagnostic apparatus that causes magnetic resonance in nuclei in an arbitrary cross section that crosses the examination target, and obtains a tomographic image in the cross section from the generated nuclear magnetic resonance signal.
  • RF radio frequency
  • a high frequency is irradiated to the object to be inspected with the transmitting RF coil to generate a nuclear magnetic resonance signal of hydrogen nuclei ( 1 H).
  • the generated nuclear magnetic resonance signal is detected by a receiving RF coil in close contact with the inspection object, and then acquired by a receiver.
  • the acquired signal is converted into an image to obtain a tomographic image.
  • a high-frequency power source and a transmission RF coil, and a receiver and a reception RF coil are connected by a coaxial cable.
  • the RF coil for transmission and the RF coil for reception are not distinguished from each other and are referred to as an RF coil. Therefore, the RF coil, the coaxial cable, and the inspection object are often installed close to each other.
  • the coaxial cable has a configuration in which an inner conductor and an outer conductor are sandwiched between insulators (dielectrics) and arranged on the same axis.
  • the coaxial cable has excellent electromagnetic shielding characteristics because it has a small signal loss and the outer conductor is connected to the ground. Therefore, it is widely used as a connection cable for high-frequency equipment such as an RF coil.
  • high-frequency equipment such as an RF coil.
  • the characteristic impedance of the coaxial cable is not constant depending on the location (hereinafter, such a state is referred to as unbalance). In such a state, noise called common mode noise is generated, and the shielding effect of the coaxial cable is lowered, so that it is easily affected by various noises.
  • Common mode noise is unbalanced current flowing through the earth line. This noise travels through the floor and ground, and may come back in a large loop, so it returns while picking up various noises. Therefore, noise is given to equipment connected to the coaxial cable such as an RF coil. Furthermore, not only the connected equipment but also the coaxial cable itself may have an unexpected impact. When such noise occurs in the MRI apparatus, the coaxial cable is more susceptible to coupling (specifically, electromagnetic radiation or electromagnetic induction) due to the structure of the apparatus. As a result, the performance of the RF coil to which the coaxial cable is connected is degraded, and the image quality of MRI is degraded. In addition, reflected power may be generated due to an imbalance of characteristic impedance generated in the coaxial cable.
  • balun Balance-Unbalance
  • FIG. 12B is a circuit diagram 21 when the inductance of the balun 20 shown in FIG. 12A due to the coaxial cable 10 forming a loop is represented by a lumped element (inductor).
  • the inductor 33 and the capacitor 31 constitute a parallel resonant circuit 34 in series with the outer conductor 12 of the coaxial cable 10.
  • the impedance (resistance) Z of the parallel resonance circuit 34 changes as shown in FIG. 12C depending on the frequency f of the applied voltage.
  • the frequency f at which the impedance Z is maximum is referred to as the resonance frequency f RC of the parallel resonance circuit 34. That is, when noise having the same frequency as the resonant frequency f RC of the parallel resonant circuit 34 (for example, common mode noise) flows to the outer conductor 12, the noise is most effectively removed by the highest impedance Z of the parallel resonant circuit.
  • the resonance frequency (hereinafter referred to as the resonance frequency of the balun 20) f RC of the parallel resonance circuit 34 of the balun 20 shown in FIGS. 12A and 12B is determined by the equation (1).
  • the resonance frequency f RC that is the frequency at which the balun removes common mode noise is adjusted to the nuclear magnetic resonance frequency f 0 of the measurement nuclide (for example, hydrogen nucleus) of the MRI apparatus.
  • the characteristic impedance of the coaxial cable may be unbalanced.
  • the reactance value of the coaxial cable 10 forming the balun 20 changes. Equivalently, the change in inductance L G of the outer conductor 12 of the coaxial cable 10 to form a loop occurs.
  • the resonance frequency f RC of the balun 20 shifts from the value f 0 adjusted by the equation (1) to a higher frequency or a lower frequency. Since the resonance frequency f RC shifts, the impedance generated by the balun 20 is reduced at the nuclear magnetic resonance frequency f 0 of the measurement nuclide, so that the common mode noise at the frequency cannot be effectively removed.
  • balun 20 in the RF coil unit having many channels causes coupling between the baluns 20, thereby reducing the performance of the balun 20 and reducing the performance of the RF coil.
  • the increase in the balun 20 occupies a large space and increases the weight and cost of the entire unit including the RF coil.
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and maintains an effective function of removing common mode noise even when an imbalance occurs in the characteristic impedance of a coaxial cable in an MRI apparatus with a simple configuration, and an RF coil. Provide technology to improve performance.
  • the present invention provides a balun that is connected in parallel to a coaxial cable, wherein a plurality of series resonant circuits having different resonant frequencies are connected in parallel, and the frequency for removing common mode noise of the balun is such that the frequency of these series resonant circuits The value of each component of each series resonance circuit is adjusted so that it is between the resonance frequencies.
  • a balun for removing common mode noise flowing in a coaxial cable comprising: a part of the coaxial cable; and a parallel circuit connected in parallel to a part of the outer conductor of the coaxial cable,
  • Each of the parallel circuits includes a plurality of series resonance circuits connected in parallel, and each of the plurality of series resonance circuits includes a capacitor and an inductor connected in series, and the capacitance of the capacitor and the inductance of the inductor
  • Each resonance frequency can be adjusted, and at least one of the resonance frequencies of the plurality of series resonance circuits is lower than a frequency at which the balun removes the common mode noise, and at least one of the baluns is the common
  • the frequency is adjusted to be higher than the frequency to remove mode noise.
  • a static magnetic field forming means for forming a static magnetic field
  • a gradient magnetic field forming means for forming a gradient magnetic field
  • a high frequency magnetic field forming means for forming a high frequency magnetic field
  • a transmission coil for applying the high frequency magnetic field to an inspection object
  • an inspection object Receiving coil for receiving the magnetic resonance signal from the signal
  • signal processing means for processing the magnetic resonance signal received by the receiving coil
  • control means for controlling the gradient magnetic field forming means, the high frequency magnetic field forming means and the signal processing means
  • a first coaxial cable that transmits a high-frequency magnetic field formed by the high-frequency magnetic field forming unit to the transmitting coil, and a magnetic resonance signal received by the receiving coil as the signal processing unit.
  • a second coaxial cable for transmitting to the first coaxial cable, and the first coaxial cable and the second coaxial cable each provided with a balun Is a balun for removing common mode noise flowing in the coaxial cable, and includes a part of the coaxial cable and a parallel circuit connected in parallel to a part of the outer conductor of the coaxial cable, the parallel circuit
  • Each includes a plurality of series resonant circuits connected in parallel, and each of the plurality of series resonant circuits includes a capacitor and an inductor connected in series, and the capacitance of the capacitor and the inductance of the inductor
  • the resonance frequency is adjustable, and at least one of the resonance frequencies of the plurality of series resonance circuits is lower than a frequency at which the balun removes the common mode noise, and at least one of the baluns is the common mode noise.
  • the frequency is adjusted to be higher than the frequency to remove
  • a balun to provide a magnetic resonance imaging apparatus characterized by being connected to said first coaxial cable and the second co
  • the present invention even when the characteristic impedance of the coaxial cable is unbalanced in the MRI apparatus with a simple configuration, an effective removal function of common mode noise can be maintained, and the performance of the RF coil is improved.
  • MRI apparatus of 1st embodiment It is a general-view figure of the MRI apparatus of 1st embodiment, (a) is a horizontal magnetic field type MRI apparatus, (b) is a general-view figure of a vertical magnetic field type MRI apparatus. BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS It is a block diagram of the MRI apparatus of 1st embodiment, (a) is a block diagram of the structure which provided the RF coil for transmission and the RF coil for reception separately, (b) is RF which uses both transmission and reception It is a block diagram of a structure provided with a coil. It is a schematic diagram of the balun of 1st embodiment.
  • (A) And (b) is a figure for demonstrating the structure of the coaxial cable of 1st embodiment
  • (c) is a figure for demonstrating the structure at the time of use. It is a figure for demonstrating operation
  • (a) is an equivalent circuit schematic
  • (b) is a figure which shows the frequency characteristic of an impedance. It is a figure for demonstrating operation
  • (a) is a circuit diagram
  • (b) is an equivalent circuit diagram when a resonant frequency is applied.
  • (A), (c), (e) is a figure which shows the simulation result of the frequency characteristic of the impedance of the balun of 1st embodiment, (b), (d), (f) is the conventional balun.
  • (A), (b) is a schematic diagram of the modification of the balun of 1st embodiment. It is a figure for demonstrating operation
  • (A) is a schematic diagram of the balun of 2nd embodiment, (b) is a circuit diagram of the balun of 2nd embodiment. It is the schematic diagram which attached the electromagnetic wave shield to the balun of 1st embodiment.
  • (A) is a figure for demonstrating the structure of the conventional balun, (b) is a circuit diagram of the conventional balun, (c) is a figure which shows the frequency characteristic of the impedance of the conventional balun.
  • FIG. 1 is an overview of the MRI apparatus of this embodiment.
  • the z-axis direction of coordinate 9 is the static magnetic field direction.
  • An MRI apparatus 100 shown in FIG. 1A includes a horizontal magnetic field type magnet 101.
  • An MRI apparatus 200 shown in FIG. 1B includes a vertical magnetic field type magnet 201.
  • These MRI apparatuses 100 and 200 include a table 120 on which the inspection object 103 is placed.
  • This embodiment is applicable to both the MRI apparatus 100 including the horizontal magnetic field type magnet 101 and the MRI apparatus 200 including the vertical magnetic field type magnet 201.
  • the MRI apparatus 100 having the horizontal magnetic field type magnet 101 will be described as an example.
  • FIG. 2 is a block diagram showing a schematic configuration of the MRI apparatus 100.
  • FIG. 2A is a block diagram in the case where a transmission RF coil that irradiates a high-frequency magnetic field and a reception RF coil that detects a nuclear magnetic resonance signal are separately provided.
  • the MRI apparatus 100 includes a horizontal magnetic field type magnet 101, a gradient magnetic field coil 102 that generates a gradient magnetic field, a sequencer 104, an RF coil for transmission 116 that irradiates a test object 103 with a high-frequency magnetic field, and an inspection target 103.
  • the gradient coil 102 is connected to a gradient power source 105.
  • the transmission RF coil 116 is connected to the high-frequency power source 106 via the balun 118.
  • the receiving RF coil 117 is connected to the receiver 108 via the balun 118.
  • the sequencer 104 sends commands to the gradient magnetic field power source 105 and the high frequency power source 106 to generate a gradient magnetic field and a high frequency magnetic field, respectively.
  • the high-frequency signal generated by the high-frequency power source 106 is applied to the inspection object 103 as a high-frequency magnetic field through the transmission RF coil 116.
  • a magnetic resonance signal generated from the inspection object 103 by applying a high-frequency magnetic field is detected by the receiving RF coil 117, detected by the receiver 108, A / D converted, and sent to the computer 109.
  • the magnetic resonance frequency used as a reference for detection by the receiver 108 is set by the sequencer 104.
  • the computer 109 performs signal processing such as image reconstruction. As a result, an image is displayed on the display 110.
  • the detected signals and measurement conditions are stored in the storage medium 111 as necessary.
  • the sequencer 104 controls the operation of each device so that a gradient magnetic field and a high-frequency magnetic field are generated at a preprogrammed timing and intensity.
  • the shim coil 112 When it is necessary to adjust the static magnetic field uniformity, the shim coil 112 is used.
  • the transmission RF coil 116 and the reception RF coil 117 may be shared by a single transmission / reception RF coil 126 as shown in FIG. However, in this case, the transmission / reception RF coil is connected to the high-frequency power source 106 and the receiver 108 via a transmission / reception selector switch 127 that switches transmission / reception in time.
  • a transmission RF coil 116 that generates a high-frequency magnetic field and a reception RF coil 117 that receives a signal from the inspection target 103 are provided separately will be described as an example.
  • the RF coil for transmission 116 and the RF coil for reception 117 are represented by an RF coil when it is not necessary to distinguish between them.
  • the transmission RF coil 116 and the high-frequency power source 106, and the reception RF coil 117 and the receiver 108 are connected by the coaxial cable 10, respectively.
  • the balun 118 is formed with a part of the coaxial cable 10 as a part of the configuration.
  • the characteristic impedance of the coaxial cable 10 to form the coaxial cable 10 and the balun 118 is connected to the balun 118, even when the unbalance occurs, common nuclear magnetic resonance frequency f 0 of the test object
  • a balun 118 is provided that can provide high impedance to mode noise.
  • FIG. 3 is a schematic diagram of a balun 118 using the coaxial cable 10 of the present embodiment.
  • the balun 118 of this embodiment has a configuration in which the balun forming circuit 300 is connected in parallel to the outer conductors 12 at both ends of the coaxial cable 10 having a loop shape.
  • the balun forming circuit 300 includes a first series resonance circuit 310 and a second series resonance circuit 320 connected in parallel.
  • the first series resonance circuit 310 includes an inductor 331 and a capacitor 341 connected in series
  • the second series resonance circuit 320 includes an inductor 332 and a capacitor 342 connected in series.
  • a part of the coaxial cable 10 constituting the balun 118 of the present embodiment is obtained by extending the coaxial cable 10 so that the high-frequency power source 106, the transmission RF coil 116, the receiver 108, and the reception RF The coil 117 is connected. Accordingly, both ends of the coaxial cable 10 constituting the balun 118 are connected to the high-frequency power source 106 and the transmission RF coil 116 by the coaxial cable 10 or to the receiver 108 and the reception RF coil 117, respectively.
  • the inductor 331 and the L A and L B respectively the inductance of the inductor 332, and C A and C B, respectively the capacitance of capacitor 341 and capacitor 342, a first series resonance circuit 310 and the second series resonance circuit 320 are represented as f A and f B , respectively.
  • the nuclear magnetic resonance frequency f 0 of the measurement nuclide and the resonance frequencies f A and f B of the series resonance circuits 310 and 320 are adjusted so as to satisfy the following formula (2).
  • the resonance frequencies f A and f B of the series resonance circuits 310 and 320 are the inductance L A , the capacitance C A , and the inductance L B of the inductor 331, the capacitor 341, the inductor 332, and the capacitor 342 constituting the respective series resonance circuit. and it is adjusted by adjusting the capacitance C B.
  • the balun 118 can obtain a high impedance at the nuclear magnetic resonance frequency f 0 of the measurement nuclide.
  • the resonance frequencies f A and f B of the series resonance circuits 310 and 320 are adjusted so as to satisfy the above formula (2), the balun 118 can obtain a high impedance at the nuclear magnetic resonance frequency f 0 of the measurement nuclide.
  • FIG. 4A and FIG. 4B are diagrams for explaining the structure of the coaxial cable 10.
  • the coaxial cable 10 of the present embodiment is a high-frequency transmission cable having a structure similar to that of the general coaxial cable described with reference to FIGS. 12A and 12B and having characteristic impedance.
  • components having the same functions as those in FIGS. 12A and 12B are denoted by the same reference numerals.
  • the coaxial cable 10 has a structure in which an inner conductor 11 and an outer conductor 12 are sandwiched between insulators (dielectrics) 13 and arranged on the same axis.
  • the coaxial cable 10 exhibits excellent shielding characteristics because the outer conductor 12 is connected to the ground when in use.
  • FIG. 4C is a diagram for explaining a configuration of the coaxial cable 10 in general use.
  • a signal source 15 and a load 16 are connected to both ends of the inner conductor 11 of the coaxial cable 10.
  • the other ends of the signal source 15 and the load 16 are connected to the ground 17.
  • the outer conductor 12 of the coaxial cable 10 is also connected to the ground 17.
  • FIG. 5A and FIG. 5B are diagrams for explaining the operation of a general series resonant circuit 40.
  • the series resonance circuit 40 is formed by connecting an inductor 41 having an inductance L and a capacitor 42 having a capacitance C in series.
  • the impedance Z at both ends of the series resonant circuit 40 is expressed by the following equation (3).
  • FIG. 5B is a diagram for explaining the frequency characteristics of the series resonant circuit 40.
  • the series resonant circuit 40 operates as inductive reactance in a frequency region (f RS ⁇ f) higher than the resonant frequency f RS .
  • the impedance Z at this time is expressed by the following equation (4).
  • the apparent inductance L ′ of the series resonant circuit 40 at this time is expressed by the following equation (5).
  • the series resonance circuit 40 operates as a capacitive reactance in a frequency region (f ⁇ f RS ) lower than the resonance frequency f RS .
  • the impedance Z at this time is expressed by the following equation (6).
  • the apparent capacitance C ′ of the series resonant circuit 40 at this time is expressed by the following equation (7).
  • the series resonance circuit 40 operates differently with the resonance frequency fRS as a boundary according to the frequency f of the voltage to be applied. That is, when the frequency f of the voltage applied is higher than the resonance frequency f RS operates as an inductive reactance, is lower than the resonance frequency f RS operates as a capacitive reactance.
  • the operation and characteristics of the balun 118 of this embodiment will be described with reference to FIG.
  • the resonance frequencies f A and f B of the first series resonance circuit 310 and the second series resonance circuit 320 constituting the balun 118 are adjusted so as to satisfy the above formula (2).
  • FIG. 6A is a simplified circuit diagram 500 of the balun 118, and the inductances of the inner conductor 11 and the outer conductor 12 of the coaxial cable 10 are represented by lumped elements (inductors) 221 and 222, respectively, and are simplified. Is. As shown in the figure, the inner conductor 11, the inductance is represented by inductor 221 L S, the outer conductor 12, the inductance is represented by inductor 222 L G. As shown in the figure, the inductor 222, the first series resonance circuit 310, and the second series resonance circuit 320 constitute a parallel circuit 400 in series with the outer conductor 12 of the coaxial cable 10. That is, the balun 118 of this embodiment is represented as a parallel circuit 400 inserted in series with the outer conductor 12 of the coaxial cable 10.
  • the balun 118 of this embodiment is represented as a parallel circuit 400 inserted in series with the outer conductor 12 of the coaxial cable 10.
  • the resonance frequencies f A and f B of the series resonance circuits 310 and 320 of the balun 118 of the present embodiment are adjusted so as to satisfy the expression (2). Therefore, when the resonance frequency f RN is applied to the parallel circuit 400, the first series resonance circuit 310 operates as an inductive reactance (inductor), and the second series resonance circuit 320 functions as a capacitive reactance (capacitor). Operate.
  • FIG. 6B shows a circuit diagram 501 of an equivalent circuit of the parallel circuit 400 when the resonance frequency f RN is applied to the parallel circuit 400.
  • the first series resonance circuit 310 is represented by an inductor 511
  • the second series resonance circuit 320 is represented by a capacitor 512.
  • the inductance and capacitance at this time are L A ′ and C A ′, respectively.
  • the equivalent circuit 501 is represented as a parallel resonant circuit 401 in which an inductor 222, an inductor 511, and a capacitor 512 are connected in parallel.
  • the inductance L A ′ of the inductor 511 of the parallel resonant circuit 401 is expressed by the following formula (8) from the formula (5).
  • the capacitance C B ′ of the capacitor 512 is expressed by the following formula (9) from the formula (7).
  • f is the frequency of the voltage applied to the parallel resonant circuit 401.
  • the resonance frequency f RN is affected by the inductance L A ′ and the capacitance C B ′ when f A and f B are set to a frequency higher and lower than f RN , respectively. It becomes easy. Furthermore, in the calculation formula (12) of the resonance frequency f RN , when f A and f B are set close to f RN , the inductance L A ′ and the capacitance C B ′ become dominant. Therefore, the resonance frequency f RN hardly changes even if the inductance L G of the outer conductor 12 of the coaxial cable 10 is changed.
  • the outline of the adjustment is as follows. First, to determine the inductance L G of the inductor 222 that the outer conductor 12 of the coaxial cable 10 is made. Then, using the determined L G, from equation (13), equation (8), equation (9) and Equation (2), constituting a balun 118 (parallel circuit 400), the first series resonance circuit 310 The inductance L A of the inductor 331, the capacitance C A and the resonance frequency f A of the capacitor 341, the inductance L B of the inductor 341 of the second series resonance circuit 320, the capacitance C B of the capacitor 342, and the resonance frequency f B are determined.
  • it is 128 MHz.
  • L G of the inductor 222 that the outer conductor 12 of the coaxial cable 10 is made.
  • the inductance of a typical 3T MRI apparatus balun inductor is 100 nH.
  • size of an inductance is not limited to this. From equation (13), in order to increase the impedance Z RN of the parallel circuit 400 is preferably L G is a great value. However, since the required impedance differs depending on the application, it is appropriately determined according to the application.
  • the inductance L A and the capacitance C B of the inductor 331 of the first series resonance circuit 310 and the capacitor 342 of the second series resonance circuit 320 are determined. From equation (13), in order to increase the impedance Z RN of the parallel circuit 400 (parallel resonance circuit 401), the inductance L A ′ of the inductor 511 is preferably a large value. Similarly, in order to increase the impedance Z RN of the parallel circuit 400 (parallel resonant circuit 401), the capacitance C B ′ of the capacitor 512 is preferably small. In other words, equation (8), large inductance L A of the inductor 331 from the equation (9), the capacitance C B of the capacitor 342 is preferably small.
  • an inductor having an inductance in the range of 10 nH to 200 nH, a capacitor having a capacitance in the range of 1 pF to 100 pF, and Select is preferable.
  • the inductance L A of the inductor 331 is 200 nH
  • the capacitance C B of the capacitor 342 is set to 7 pF.
  • the inductor 331 and the capacitor 342 are not limited to the above range. Any element having a value in a feasible range may be used.
  • the resonance frequencies f A and f B are the nuclear magnetic resonance of the measurement nuclide. it is desirable close to the frequency f 0.
  • f A and f B are separated from f 0 according to the equation (13). Based on the above, it is desirable that f 0 , f A , and f B satisfy the following expressions (14) and (15) in order to obtain a higher effect than the conventional system.
  • each value is determined so that f A and f B obtained from Expression (8), Expression (9), and Expression (12) satisfy Expression (14) and Expression (15).
  • f A is between 102 MHz and 120 MHz
  • Expression (14) and Expression (15) are satisfied.
  • f A is set to 110 MHz.
  • the resonance frequency f a 110 MHz
  • the resonance frequency f B of the second series resonance circuit 320 the capacitance C a of the capacitor 341
  • an inductance L B of the inductor 332 (8)
  • equation (9) the formula ( 12).
  • f B 139 MHz
  • C A 10.5 pF
  • L B 186 nH.
  • the balun 118 of the present embodiment is capable of removing common mode noise with high accuracy even when the characteristic impedance of the coaxial cable 10 is unbalanced and the resonance frequency is difficult to shift from the initial adjustment value. is there.
  • the balun 118 having such an effect can be realized with a simple configuration and an easily available element. Therefore, a high-performance RF coil can be realized at low cost.
  • FIG. 7 is a diagram showing the result of the simulation. Effects caused by the imbalance of the characteristic impedance, the equivalent can be represented by a change in the inductance L G of the inductor 222 by the outer conductor 12 of the coaxial cable 10 to form a loop. By changing the inductance L G in the simulation, and reproduces the effects caused by the imbalance of the characteristic impedance.
  • FIGS. 7 (c) and 7 FIG. 7 (d) the respective balun 118 of this embodiment and the conventional method balun 20, the influence caused by the imbalance of the characteristic impedance, increasing the inductance L G of the coaxial cable 10 is 10%
  • the frequency characteristic of the impedance Z in the case of the above is shown.
  • the resonance peak of the balun 118 is shifted slightly (0.2 MHz) to a low frequency.
  • the conventional balun 20 as shown in FIG. 7D, the resonance peak of the balun 20 is greatly shifted to a low frequency (6.0 MHz).
  • the inductance L G of the coaxial cable 10 is affected by the imbalance between the characteristic impedances of the balun 118 of the present embodiment and the balun 20 of the conventional method.
  • the frequency characteristic of the impedance Z when the value of is reduced by 10% is shown.
  • the resonance peak of the balun 118 is shifted to a high frequency slightly (0.2 MHz).
  • the conventional balun 20 as shown in FIG. 7 (e), the resonance peak of the balun was greatly shifted to a high frequency (6.9 MHz).
  • the present embodiment in the formula is a formula for calculating the f RN an equation (12) representing the resonant frequency of the balun 118 (12), it is evident from the fact that 'the L C' L a is the dominant.
  • the balun 118 of this embodiment provides a high impedance to common mode noise in the adjusted frequency f 0.
  • the first series resonance circuit 310 and the second series resonance circuit 320 constituting the balun 118 have one of the resonance frequencies f A and f B set to a frequency lower than the frequency f 0 and the other set to f 0. It has been adjusted to a higher frequency. Therefore, even if a change in the inductance L G COAX 10 constituting a balun 118 for any reason arises, the resonance frequency f RN balun 118 hardly changes. Thus, the balun 118 of this embodiment can maintain high impedance at the frequency f 0 that is adjusted.
  • the balun 118 of this embodiment an imbalance occurs in the characteristic impedance of the coaxial cable 10, even if a change in the inductance L G occurs, higher than the adjusted common mode noise frequency f 0 Impedance can be provided. Therefore, according to the present embodiment, even when the characteristic impedance of the coaxial cable 10 is unbalanced, the common mode noise can be effectively removed and the performance of the RF coil can be improved.
  • the resonance frequency f RN balun 118 of this embodiment is not susceptible to inductance L G of the outer conductor 12 of the coaxial cable 10 that is affected the most external factors. Therefore, once the resonance frequency f RN of the balun 118 is adjusted to the nuclear magnetic resonance frequency f 0 of the measurement nuclide, the coaxial cable 10 connected to the balun 118, the installation method, and the positional relationship are hardly affected by external factors. . Therefore, the balun 118 of this embodiment can maintain high impedance at the nuclear magnetic resonance frequency f 0 of the measurement nuclide.
  • the characteristic impedance of the coaxial cable 10 forming the balun is unbalanced, a high impedance can be maintained, so that when the coaxial cable 10 constituting the balun 118 is used, There are no restrictions on placement. That is, there is no need to consider that the characteristic impedance is unbalanced, and the degree of freedom during use is increased.
  • the balun 118 of the present embodiment can maintain a high impedance at the nuclear magnetic resonance frequency f 0 of the measurement nuclide, so that the number of baluns can be reduced.
  • unbalance occurs in the characteristic impedance of the coaxial cable 10, as the inductance L G of the outer conductor 12 of the coaxial cable 10 is changed, it can be maintained high impedance. Therefore, unlike the conventional balun 20, it is not necessary to connect the baluns 20 in series to synthesize impedance. For this reason, it is possible to reduce the weight, volume and cost of the apparatus.
  • the frequency f RN at which the balun 118 intentionally removes the common mode noise may be shifted by several MHz from the nuclear magnetic resonance frequency f 0 of the measurement nuclide. is there. Even in such a case, by using the balun 118 of this embodiment, it is possible to prevent the resonance frequency of the balun 118 and the RF coil from matching due to an unexpected frequency shift of the balun 118. For this reason, the performance of the RF coil can be improved.
  • the resonance frequency of the balun 118 is adjusted to the nuclear magnetic resonance frequency of the hydrogen nucleus in the 3T MRI apparatus.
  • the resonance frequency to be adjusted is not limited to this.
  • it may be the nuclear magnetic resonance frequency of a hydrogen nucleus in an MRI apparatus having a static magnetic field strength of 1.5T or 7T.
  • it may be a nuclear magnetic resonance frequency such as fluorine or carbon nucleus.
  • the resonance frequency of the balun used in the MRI apparatus is less likely to fluctuate with a simple configuration. Therefore, even if there is an imbalance in the characteristic impedance of the coaxial cable connected to the balun or the coaxial cable forming the balun, it has a high impedance against the common mode noise of the nuclear magnetic resonance frequency f 0 of the measurement nuclide. Since it can be provided, common mode noise can be removed. Therefore, the performance of the RF coil is improved.
  • the shape of the balun 118 of this embodiment is not restricted to the said shape.
  • the electrical circuit diagram may be equivalent to the circuit diagram 500.
  • the shape of the coaxial cable 10 of the balun 118 of this embodiment may be a straight line.
  • FIG. 8A shows a linear balun 118A which is a modification of the balun 118 of the present embodiment.
  • the linear balun 118A has a shape in which two series resonant circuits 310 and 320 are connected in parallel to a straight coaxial cable 10 having no special shape.
  • the configuration of the two series resonant circuits 310 and 320 is the same as that of the balun 118.
  • the shape of the coaxial cable 10 may be an 8-shaped shape.
  • FIG. 8B shows an 8-shaped balun 118B, which is a modification of the balun 118 of the present embodiment.
  • the 8-shaped balun 118B has a shape in which two series resonant circuits 310 and 320 are connected in parallel to the coaxial cable 10 formed in an 8-shaped shape.
  • the configuration of the two series resonant circuits 310 and 320 is the same as that of the balun 118.
  • the circuit configuration of the straight baluns 118 ⁇ / b> A and the 8-shaped balun 118 ⁇ / b> B can be represented by the same circuit diagram 500 as the balun 118. Therefore, these baluns 118A and 118B have the same circuit configuration and operation principle as the balun 118 of the above embodiment. For this reason, the linear balun 118A and the figure-shaped balun 118B have a high impedance with respect to the adjusted common mode noise of the frequency f 0 even when the characteristic impedance of the coaxial cable 10 is unbalanced. Can be provided.
  • the shape of the coaxial cable 10 and the balun 118 are different, the value of the inductance L G by inductor inductance L S and Dogaibu conductor 12 by an inductor with an inner conductor 11 of the coaxial cable 10 is made to make changes. Therefore, according to the value of the inductance L G, determining f A, f B, L B , and C A.
  • the linear balun 118A has a linear shape
  • the balun can be formed in a space-saving manner as shown in FIG.
  • the figure-shaped balun 118B has a shape in which two loops generate magnetic fields in opposite directions as shown in FIG. 8B
  • the coaxial cable 10 of the balun 118B is The generated magnetic field can be canceled.
  • the disturbance of the magnetic field can be reduced, the performance of the RF coil is improved.
  • the balun that removes common mode noise of one frequency has been described as an example.
  • the frequency of the common mode noise that can be removed by the balun to which the present invention is applicable is not limited to one.
  • it may be a balun capable of removing common mode noise at two different frequencies (for example, magnetic resonance frequencies of hydrogen and fluorine).
  • FIG. 9 shows a balun 118C, which is a modification of the balun 118 of the present embodiment and can remove common mode noise of two different frequencies.
  • the balun 118C of the present modification includes a third series resonant circuit in which an inductor (L C ) 333 and a capacitor (C C ) 343 are connected in series in addition to the configuration of the balun 118 of the present embodiment.
  • 330 is connected to the second resonant circuit 320.
  • the resonance frequencies (f A , f B , f C ) of the first, second, and third series resonance circuits 310, 320, and 330 are determined by the balun 118 C according to the magnetic resonance frequencies of the first and second elements. It is adjusted so as to resonate at the first and second resonance frequencies (f 1 , f 2 ) and to show a high impedance. Specifically, it adjusts so that the following formula
  • balun 118C The operation and characteristics of the balun 118C of this modification will be described with reference to circuit diagrams shown in FIGS. 9 (a), (b), and (c).
  • the balun 118C is represented by a circuit in which three series resonance circuits 310, 320, and 330 including inductors and capacitors are connected in parallel. Resonant frequencies of the respective series resonant circuits 310, 320, and 330 are f A , f B , and f C.
  • the first series resonance circuit 310 since it is adjusted to satisfy the equation (16), the first voltage of the resonance frequency f 1 is applied, the first series resonance circuit 310 operates as an inductive reactance And can be regarded as an inductor 511 (L A ′′).
  • the second series resonance circuit 320 and the third series resonance circuit 330 operate as capacitive reactances and can be regarded as capacitors 512 and 513 (C B ′′, C C ′′).
  • the balun 118C of the present modified example is represented as an inductor 222,511, the parallel resonant circuit 402 connected to the capacitor 512 and 513 in parallel shown in Figure 9 (b).
  • the balun 118C exhibits a high impedance at the first resonance frequency f 1, to remove common mode noise.
  • the relationship between the values of the capacitor capacitors 512 and 513, C B ′′, C C ′′ is as shown in the following formula (17) from the formula (10).
  • the balun 118C of this modified example since it is adjusted to satisfy the equation (16), when the voltage of the second resonance frequency f 2 is applied, the first series resonance circuit 310, the second The series resonant circuit 320 operates as an inductive reactance and can be regarded as inductors 514 and 515 (L A ′′, L B ′′).
  • the third series resonant circuit 330 operates as a capacitive reactance and can be regarded as a capacitor 516 (C C ′′).
  • the balun 118C of this modified example the inductor 222,511 shown in FIG. 9 (c), expressed as a parallel resonant circuit 403 connected to the capacitor 514 and 515 in parallel.
  • the balun 118C exhibits a high impedance at the first resonant frequency f 2, to remove common mode noise.
  • the second resonance frequency f 2 and the values L G , L A ′′ of the inductors 222, 514, 515 constituting the parallel resonance circuit 402.
  • the relationship between L B ′′ and the value of each capacitor capacitor 516, C C ′′ is as shown in the following equation (18) from equation (10).
  • the balun 118C of the present modified example adjusts the values of f A , f B , f C , and the constituent inductors and capacitors so as to satisfy the expressions (16), (17), and (18). By doing so, it resonates at the magnetic resonance frequencies (f 1 , f 2 ) of the two elements and exhibits high impedance. Therefore, the common mode noise of these magnetic resonance frequencies f 1 and f 2 can be removed. Further, the same effects as those of the balun 118 of the present embodiment can be obtained except for the number of common mode noise frequencies that can be removed.
  • the two different frequencies are the magnetic resonance frequencies of hydrogen and fluorine, but the combination is not limited to this.
  • fluorine and helium ( 3 He), phosphorus ( 31 P), lithium ( 7 Li), or the like may be used.
  • the combination of nuclei is not limited to this.
  • FIG. 10A is a diagram showing the shape of the balun 118-2 of the present embodiment.
  • the balun forming circuit 300-2 of this embodiment includes a first series resonance circuit 310 and a second series resonance circuit 320 connected in parallel, and a conductor 350 connected in parallel thereto.
  • the balun forming circuit 300-2 in which the two series resonant circuits 310 and 320 are connected in parallel and the coaxial cable 10 are not directly physically connected.
  • the conductor 350 is brought into close contact with the outer conductor 12 of the coaxial cable 10 and magnetically coupled.
  • FIG. 10B is a circuit diagram 500-2 of the balun 118-2 of the present embodiment, in which the inductances of the inner conductor 11 and the outer conductor 12 of the coaxial cable 10 are concentrated elements (inductors) 221 and 222, respectively. Further, the inductance due to the conductor 350 is represented by a lumped element (inductor) 351 and simplified. As in the first embodiment, the inductance of the inductor 221 is L S , the inductance of the inductor 222 is L G , and the inductance of the inductor 351 is L C.
  • the balun 118-2 of this embodiment since the magnetic coupling 990 is generated between the inductor 222 and the inductor 351, the inductor 222 and the inductor 351 are electromagnetically inductively connected. Therefore, in the balun 118-2 of this embodiment, the balun forming circuit 300-2 and the coaxial cable 10 are not directly physically connected by a conductor, but are electromagnetically inductively connected.
  • the balun 118-2 also has an electrical equivalent circuit equivalent to the circuit diagram 500. However, since the balun 118 of the first embodiment bonding method is different, the inductance L G of the inductor 222 must consider the mutual inductance.
  • the inductances L A and L B and the capacitances C A and C B of each component are determined so that a high impedance is obtained at the nuclear magnetic resonance frequency f 0 of the detection target nuclide.
  • the balun 118-2 of this embodiment the nuclear magnetic resonance frequency f 0 of the measurement nuclide can be given a high impedance to common mode noise. Also, one of the resonance frequency f B of the first resonant frequency f A and the second series resonance circuit 320 of the series resonant circuit 310 which constitutes a balun 118-2, a frequency lower than the nuclear magnetic resonance frequency f 0 , to set the other with a frequency higher than f 0, even if a change in the inductance L G cOAX 10 is caused for some reason, the resonance frequency f RN balun 118-2 of the present embodiment hardly changes do not do.
  • the balun 118-2 of the present embodiment can maintain the operation and the resonance frequency of the frequency f 0 that is adjusted. Therefore, even when the unbalance occurs in the characteristic impedance of the coaxial cable 10, it is possible to provide a high impedance to the adjusted common mode noise frequency f 0. As described above, the balun 118-2 of the present embodiment can provide a high-performance RF coil as in the first embodiment.
  • balun 118-2 of the present embodiment does not require direct physical connection to the coaxial cable 10, the same effects as those of the first embodiment can be realized with a simpler configuration. Furthermore, since a direct physical connection is not required, the MRI examination operator can use the balun 118-2 as necessary. Therefore, the degree of freedom in using the balun 118-2 is increased, and high-precision inspection is possible.
  • the coaxial cable 10 forming the balun may be covered with the radio wave shield 600.
  • FIG. 11 is a view for explaining an example (118 ⁇ / b> D) when the balun 118 of the first embodiment is covered with the radio wave shield 600. As shown in the figure, the balun 118D is entirely covered with the radio wave shield 600. The radio wave shield 600 is connected to the ground 17.
  • the inductors in the balun 118D are an inductor made by the coaxial cable 10, an inductor 331 of the first series resonance circuit 310, and an inductor 332 of the second series resonance circuit 320.
  • the balun 118D covered with the radio wave shield 600 is further less susceptible to fluctuations in the resonance frequency than the balun 118 having the configuration described in the first embodiment. Accordingly, a high impedance can be given to the common mode noise at a desired nuclear magnetic resonance frequency, and even when the characteristic impedance of the coaxial cable 10 is unbalanced, the resonance peak moves less, Higher impedance can be maintained.
  • the disturbance of the magnetic field generated by the coaxial cable 10 and the inductors 331 and 332 can be suppressed, the influence on other baluns and RF coils can be suppressed. That is, according to this embodiment, it is possible to reduce the external influence and reduce the loss due to magnetic coupling.
  • the case where the measurement nuclide is one type (hydrogen nucleus) and the balun of each of the above embodiments and modifications is used as an example for an RF coil that acquires only a magnetic resonance signal of one frequency is taken as an example.
  • the baluns of the above embodiments and modifications may be used for, for example, a double-tuned RF coil that can acquire magnetic resonance signals of two nuclei with one RF coil. Of course, it is not limited to this.
  • the resonance frequency f 0 of the balun the relationship between the resonance frequency f B of the resonance frequency f A and the second series resonance circuit 320 of the first series resonance circuit 310, the formula ( Although a case in which as shown by 2) are described as an example, the resonant frequency f a and the resonance frequency f B may be reversed. That is, a configuration that satisfies the following expression (19) may be used. That is, f A , f B , and f 0 are different frequencies, and any one of f A and f B may be a frequency lower than f 0 and the other may be a frequency higher than f 0 .
  • the balun forming circuit includes two series resonant circuits each having a different resonance frequency
  • the circuit configuration of the balun forming circuit is limited to this. Absent. It may be configured to include two or more series resonant circuits having at least two different resonant frequencies. In this case, the resonance frequency of each series resonance circuit is adjusted so that the resonance frequency of the baluns of the above embodiments and modifications is between the resonance frequencies of any of the series resonance circuits.
  • At least one of the resonance frequencies of each series resonance circuit is a frequency lower than f 0 . at least one so as to be a frequency higher than f 0, adjusting the resonance frequency of the nuclei series resonant circuit.
  • baluns of the above embodiments and modifications may be directly connected to the feeding point of the RF coil.
  • common mode noise flowing into the RF coil can be more reliably removed.
  • the performance of the RF coil can be improved.
  • baluns of the above embodiments and modifications may be used in combination with the conventional balun 20.
  • the performance of the RF coil can be improved.
  • the baluns of the above embodiments and modifications can be used in a multi-channel RF coil system.
  • the multi-channel RF coil system it is possible to prevent the balun's resonance frequency from being shifted due to the coupling between the balun and the balun and the coaxial cable 10. For this reason, even in a multi-channel RF coil system, the performance of the RF coil can be improved by using the baluns of the above embodiments and modifications.
  • baluns there is one balun between the high-frequency power source 106 and the transmission RF coil 116 or between the receiver 108 and the reception RF coil 117 in the MRI apparatus 100 has been shown. There may be more than one balun.
  • the balun is formed using the general coaxial cable 10 having the configuration shown in FIG. 4
  • the applicable coaxial cable is not limited to the coaxial cable 10.
  • a coaxial cable called a “semi-rigid cable” in which the outer conductor is a small-diameter copper pipe may be used.
  • it is not limited to this.

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Abstract

簡易な構成で、ＭＲＩ装置において、同軸ケーブルの特性インピーダンスにアンバランスが生じた場合でもコモンモードノイズの効果的な除去機能を維持し、ＲＦコイルの性能を向上させる技術を提供する。同軸ケーブルに並列接続してバランを構成する回路において、共振周波数の異なる複数の直列共振回路を並列に接続する。バラン全体のコモンモードノイズを除去する周波数が、それらの直列共振回路の共振周波数間にくるよう、各直列共振回路の各構成素子の値を調整する。

Description

バランおよび磁気共鳴撮像装置
　本発明は、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ：Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ　Ｉｍａｇｉｎｇ）装置の性能を高める技術に関し、特にコモンモードノイズを除去する技術に関する。
　ＭＲＩ装置は、検査対象を横切る任意の断面内の原子核に磁気共鳴を起こし、発生した核磁気共鳴信号からその断面内における断層像を得る医用画像診断装置である。ＭＲＩ装置では、まず、高周波（ＲＦ：Ｒａｄｉｏ　Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）電源で発生させた電力を送信用ＲＦコイルに伝達する。次に、送信用ＲＦコイルで検査対象に高周波を照射して水素原子核（１Ｈ）の核磁気共鳴信号を発生させる。次に発生した核磁気共鳴信号を、検査対象に密着させた受信用ＲＦコイルで検出した後、受信機で取得する。最後に、取得した信号を画像に変換して断層像を得る。一般に高周波電源と送信用ＲＦコイル、及び、受信機と受信用ＲＦコイルは同軸ケーブルによって接続されている。（以下、送信用ＲＦコイルと受信用ＲＦコイルとは区別せずにＲＦコイルと記す。）従って、ＲＦコイルと同軸ケーブルと検査対象とは近接して設置されている場合が多い。
　同軸ケーブルは、内部導体と外部導体とを絶縁物（誘電体）で挟んで同じ軸上に配置した構成を有する。同軸ケーブルは、信号損失が小さく、外部導体がアースに接続されているため、優れた電磁シールド特性を持っている。従って、ＲＦコイルなどの高周波機器の接続用ケーブルとして幅広く用いられている。しかしながら、大きな電力や高い周波数を扱う場合、同軸ケーブルと検査対象などとの間でカップリングが生じる場合がある。このような場合、同軸ケーブルの特性インピーダンスが、場所によって一定でなくなる（以下このような状態をアンバランスと示す）。このような状態になると、コモンモードノイズと呼ばれるノイズが発生すると共に、同軸ケーブルのシールド効果が低下するため、様々なノイズの影響を受けやすくなる。
　コモンモードノイズとは、アースラインに流れる不平衡の電流のことである。このノイズは床や地面などを伝わり、大きなループを描いて戻ってくることがあるため、様々なノイズを拾いながら戻ってくる。従ってＲＦコイルなど、同軸ケーブルが接続されている機器にノイズを与える。さらに、接続された機器だけでなく同軸ケーブル自体にも予期せぬ影響を与えることがある。このようなノイズがＭＲＩ装置内で発生した場合、装置の構成上、同軸ケーブルはさらにカップリング（具体的には電磁輻射や電磁誘導）の影響を受けやすくなる。その結果、同軸ケーブルが接続されたＲＦコイルの性能が低下し、ＭＲＩの画質が低下する。また、同軸ケーブル内で発生した特性インピーダンスのアンバランスによって、反射電力が発生することもある。
　コモンモードノイズを除去するため、バラン（Ｂａｌｕｎ：Ｂａｌａｎｃｅ－Ｕｎｂａｌａｎｃｅ）と呼ばれる平衡－不平衡回路が用いられる（例えば、特許文献１および非特許文献１参照）。
　ＭＲＩ装置で用いられる、同軸ケーブルに挿入するタイプのバランの代表例を図１２（ａ）に示す。本図に示すように、バラン２０は、ループを形成した同軸ケーブル１０と、同軸ケーブル１０の両端の外部導体１２に並列に接続されたキャパシタ３１（キャパシタの値をＣとする。以下同様。）とを有する。図１２（ｂ）は、図１２（ａ）に示すバラン２０の、ループを形成した同軸ケーブル１０によるインダクタンスを集中素子（インダクタ）で表した場合の回路図２１である。同軸ケーブル１０の内部導体１１は、インダクタンスがＬＳのインダクタ３２を形成し、外部導体１２は、インダクタンスがＬＧのインダクタ３３を形成する。インダクタ３３と、キャパシタ３１とは、同軸ケーブル１０の外部導体１２に対して直列に並列共振回路３４を構成する。並列共振回路３４のインピーダンス（抵抗）Ｚは、印加する電圧の周波数ｆに依存して図１２（ｃ）に示すように変化する。インピーダンスＺが最大となる周波数ｆを、並列共振回路３４の共振周波数ｆＲＣと呼ぶ。すなわち、並列共振回路３４の共振周波数ｆＲＣと同じ周波数のノイズ（例えば、コモンモードノイズ）が外部導体１２に流れた場合、ノイズは並列共振回路の最も高いインピーダンスＺによって、最も効果的に除去される。
　図１２（ａ）および図１２（ｂ）に示すバラン２０の並列共振回路３４の共振周波数（以下、バラン２０の共振周波数）ｆＲＣは式（１）で決定される。一般には、バランがコモンモードノイズを除去する周波数である共振周波数ｆＲＣは、ＭＲＩ装置の計測核種（例えば水素原子核）の核磁気共鳴周波数ｆ０に調整されている。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
特表２００７－５１７５７０号公報
Ｍｉｓｐｅｌｔｅｒ他著、「生物物理学と生物医学の実験のためのＮＭＲ信号検出器（ＮＭＲ　ＰＲＯＢＥＨＥＡＤＳ　ＦＯＲ　ＢＩＯＰＨＹＳＩＣＡＬ　ＡＮＤ　ＢＩＯＭＥＤＤＩＣＡＬ　ＥＸＰＥＲＩＭＥＮＴＳ）」、Ｉｍｐｅｒｉａｌ　Ｃｏｌｌｅａｇｅ　Ｐｒｅｓｓ、Ｌｏｎｄｏｎ、２００６、ｐ１２０－１２８、ＩＳＢＮ：１－８６０９４－６３７－２
　計測時、同軸ケーブルと検査対象との位置関係によっては、同軸ケーブルの特性インピーダンスにアンバランスが生じることがある。アンバランスが生じると、バラン２０を形成する同軸ケーブル１０のリアクタンスの値に変化が生じる。等価的には、ループを形成した同軸ケーブル１０の外部導体１２のインダクタンスＬＧに変化が生じる。その結果バラン２０の共振周波数ｆＲＣは、式（１）により調整した値ｆ０から高い周波数もしくは低い周波数にシフトする。共振周波数ｆＲＣがシフトすることにより、計測核種の核磁気共鳴周波数ｆ０において、バラン２０が作るインピーダンスが低下するため、当該周波数のコモンモードノイズを効果的に除去することができなくなる。
　この場合、機器同士を接続する同軸ケーブル１０上に複数のバラン２０を直列に接続し、インピーダンスを合成してコモンモードノイズを除去する手法が考えられる。しかし、多くのチャンネルを有するＲＦコイルユニットでのバラン２０の増加は、バラン２０同士のカップリングを引き起こし、バラン２０の性能を低下させ、ＲＦコイルの性能も低下させる。さらに、バラン２０の増加は空間を広く占拠するとともに、ＲＦコイルを含むユニット全体の重量やコストを増加させる。
　本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、簡易な構成で、ＭＲＩ装置において同軸ケーブルの特性インピーダンスにアンバランスが生じた場合でもコモンモードノイズの効果的な除去機能を維持し、ＲＦコイルの性能を向上させる技術を提供する。
　本発明は、同軸ケーブルに並列接続してバランを構成する回路において、共振周波数の異なる複数の直列共振回路を並列に接続し、バランのコモンモードノイズを除去する周波数が、それらの直列共振回路の共振周波数間にくるよう、各直列共振回路の各構成素子の値を調整する。
　具体的には、同軸ケーブルに流れるコモンモードノイズを除去するバランであって、前記同軸ケーブルの一部と、前記同軸ケーブルの一部の外部導体に並列接続される並列回路と、を備え、前記並列回路は、それぞれ並列に接続される複数の直列共振回路を備え、前記複数の直列共振回路は、それぞれ、直列に接続されるキャパシタとインダクタとを備え、当該キャパシタのキャパシタンスおよび当該インダクタのインダクタンスによりそれぞれの共振周波数が調整可能であり、前記複数の直列共振回路の共振周波数は、少なくとも１つが、当該バランが前記コモンモードノイズを除去する周波数より低い周波数に、少なくとも１つが、当該バランが前記コモンモードノイズを除去する周波数より高い周波数になるよう調整されていることを特徴とするバランを提供する。
　また、静磁場を形成する静磁場形成手段と、傾斜磁場を形成する傾斜磁場形成手段と、高周波磁場を形成する高周波磁場形成手段と、前記高周波磁場を検査対象に印加する送信コイルと、検査対象からの磁気共鳴信号を受信する受信コイルと、前記受信コイルで受信した磁気共鳴信号を処理する信号処理手段と、前記傾斜磁場形成手段、前記高周波磁場形成手段および前記信号処理手段を制御する制御手段と、を備える磁気共鳴撮像装置であって、前記高周波磁場形成手段で形成した高周波磁場を前記送信コイルに送信する第一の同軸ケーブルと、前記受信コイルで受信した磁気共鳴信号を前記信号処理手段に送信する第二の同軸ケーブルと、を備え、前記第一の同軸ケーブルと前記第二の同軸ケーブルとはそれぞれバランを備え、前記バランは、同軸ケーブルに流れるコモンモードノイズを除去するバランであって、前記同軸ケーブルの一部と、前記同軸ケーブルの一部の外部導体に並列接続される並列回路と、を備え、前記並列回路は、それぞれ並列に接続される複数の直列共振回路を備え、前記複数の直列共振回路は、それぞれ、直列に接続されるキャパシタとインダクタとを備え、当該キャパシタのキャパシタンスおよび当該インダクタのインダクタンスによりそれぞれの共振周波数が調整可能であり、前記複数の直列共振回路の共振周波数は、少なくとも１つが、当該バランが前記コモンモードノイズを除去する周波数より低い周波数に、少なくとも１つが、当該バランが前記コモンモードノイズを除去する周波数より高い周波数になるよう調整されていることを特徴とするバランであり、前記第一の同軸ケーブルおよび前記第二の同軸ケーブルに接続されていることを特徴とする磁気共鳴撮像装置を提供する。
　本発明によれば、簡易な構成で、ＭＲＩ装置において同軸ケーブルの特性インピーダンスにアンバランスが生じた場合でもコモンモードノイズの効果的な除去機能を維持でき、ＲＦコイルの性能が向上する。
第一の実施形態のＭＲＩ装置の概観図であり、（ａ）は、水平磁場方式のＭＲＩ装置、（ｂ）は垂直磁場方式のＭＲＩ装置の概観図である。 第一の実施形態のＭＲＩ装置のブロック図であり、（ａ）は、送信用ＲＦコイルと受信用ＲＦコイルとを別々に設けた構成のブロック図であり、（ｂ）は送受信を兼用するＲＦコイルを備える構成のブロック図である。 第一の実施形態のバランの模式図である。 （ａ）および（ｂ）は、第一の実施形態の同軸ケーブルの構造を説明するための図であり、（ｃ）は、使用時の構成を説明するための図である。 一般の直列共振回路の動作を説明するための図であり、（ａ）は、等価回路図、（ｂ）は、インピーダンスの周波数特性を示す図である。 第一の実施形態のバランの動作を説明するための図であり、（ａ）は、回路図であり、（ｂ）は、共振周波数が印加された場合の等価回路図である。 （ａ）、（ｃ）、（ｅ）は、第一の実施形態のバランのインピーダンスの周波数特性のシミュレーション結果を示す図であり、（ｂ）、（ｄ）、（ｆ）は、従来のバランのインピーダンスの周波数特性のシミュレーション結果を示す図である。 （ａ）、（ｂ）は、第一の実施形態のバランの変形例の模式図である。 第一の実施形態のバランの変形例の動作を説明するための図であり、（ａ）は、回路図であり、（ｂ）は、第一の共振周波数が印加された場合の等価回路図であり、（ｃ）は、第二の共振周波数が印加された場合の等価回路図である。 （ａ）は、第二の実施形態のバランの模式図であり、（ｂ）は、第二の実施形態のバランの回路図である。 第一の実施形態のバランに電波シールドを取り付けた模式図である。 （ａ）は、従来のバランの構成を説明するための図、（ｂ）は、従来のバランの回路図、（ｃ）は、従来のバランのインピーダンスの周波数特性を示す図である。
　＜＜第一の実施形態＞＞
　以下、本発明を適用する第一の実施形態について説明する。以下、本発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付し、その繰り返しの説明は省略する。
　本実施形態のＭＲＩ装置の全体構成について説明する。図１は本実施形態のＭＲＩ装置の概観図である。図中、座標９のｚ軸の方向が静磁場方向である。図１（ａ）に示すＭＲＩ装置１００は、水平磁場方式のマグネット１０１を備える。図１（ｂ）に示すＭＲＩ装置２００は、垂直磁場方式のマグネット２０１を備える。これらのＭＲＩ装置１００、２００は、検査対象１０３を載置するテーブル１２０を備える。本実施形態は、水平磁場方式のマグネット１０１を備えるＭＲＩ装置１００および、垂直磁場方式のマグネット２０１を備えるＭＲＩ装置２００のいずれも適用可能である。以下、水平磁場方式のマグネット１０１を有するＭＲＩ装置１００を例にあげて説明する。
　図２は、ＭＲＩ装置１００の概略構成を示すブロック図である。図２（ａ）は、高周波磁場を照射する送信用ＲＦコイルと、核磁気共鳴信号を検出する受信用ＲＦコイルとを別々に設けた場合のブロック図である。本図に示すように、ＭＲＩ装置１００は、水平磁場方式のマグネット１０１、傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル１０２、シーケンサ１０４、高周波磁場を検査対象１０３に照射する送信用ＲＦコイル１１６、検査対象１０３から発する核磁気共鳴信号を検出する受信用ＲＦコイル１１７、コモンモードノイズを除去するバラン１１８を備える。傾斜磁場コイル１０２は傾斜磁場電源１０５に接続される。送信用ＲＦコイル１１６はバラン１１８を介して高周波電源１０６に接続される。受信用ＲＦコイル１１７はバラン１１８を介して受信機１０８に接続される。シーケンサ１０４は、傾斜磁場電源１０５、高周波電源１０６に命令を送り、それぞれ傾斜磁場及び高周波磁場を発生させる。高周波電源１０６で生成した高周波信号は、送信用ＲＦコイル１１６を通じて、高周波磁場として検査対象１０３に印加される。高周波磁場を印加することにより検査対象１０３から発生する磁気共鳴信号は受信用ＲＦコイル１１７によって検出され、受信機１０８で検波が行われ、Ａ／Ｄ変換されたのち計算機１０９に送られる。受信機１０８での検波の基準とする磁気共鳴周波数は、シーケンサ１０４によりセットされる。その後、計算機１０９で画像再構成などの信号処理が施される。その結果は、ディスプレイ１１０に画像が表示される。検出された信号や測定条件は、必要に応じて、記憶媒体１１１に保存される。シーケンサ１０４は、予めプログラムされたタイミング、強度で傾斜磁場および高周波磁場が発生するよう各装置の動作を制御する。
　静磁場均一度を調整する必要があるときは、シムコイル１１２が用いられる。なお、上記送信用ＲＦコイル１１６および受信用ＲＦコイル１１７は、図２（ｂ）に示すように１つの送受信用ＲＦコイル１２６で兼用してもよい。ただしこの場合、送受信用ＲＦコイルは、送受信を時間的に切り替える送受信切り替えスイッチ１２７を経由して高周波電源１０６と受信機１０８とにそれぞれ接続される。以下、本実施形態では、高周波磁場を発生する送信用ＲＦコイル１１６と検査対象１０３からの信号を受信する受信用ＲＦコイル１１７とを別個に設けた場合を例にあげて説明する。なお、以下において、送信用ＲＦコイル１１６および受信用ＲＦコイル１１７を特に区別する必要が無い場合は、ＲＦコイルで代表する。
　また、本実施形態のＭＲＩ装置１００では、送信用ＲＦコイル１１６と高周波電源１０６、および、受信用ＲＦコイル１１７と受信機１０８とは、それぞれ同軸ケーブル１０により接続されている。上記バラン１１８は、この同軸ケーブル１０の一部を構成の一部として形成される。
　本実施形態では、バラン１１８に接続される同軸ケーブル１０やバラン１１８を形成する同軸ケーブル１０の特性インピーダンスに、アンバランスが生じた場合であっても、検査対象の核磁気共鳴周波数ｆ０のコモンモードノイズに対して高いインピーダンスを提供できるバラン１１８を構成する。
　まず、本実施形態のバラン１１８の構成を説明する。図３は、本実施形態の同軸ケーブル１０を用いたバラン１１８の模式図である。本実施形態のバラン１１８は、ループ形状を有する同軸ケーブル１０の両端の外部導体１２に、バラン形成回路３００が並列に接続された構成を有する。バラン形成回路３００は、並列に接続される第一の直列共振回路３１０と第二の直列共振回路３２０とを備える。第一の直列共振回路３１０は、直列に接続されるインダクタ３３１とキャパシタ３４１とを備え、第二の直列共振回路３２０は、直列に接続されるインダクタ３３２とキャパシタ３４２とを備える。
　なお、上述したように、本実施形態のバラン１１８を構成する同軸ケーブル１０の一部は、同軸ケーブル１０を延長することで高周波電源１０６と送信用ＲＦコイル１１６、および受信機１０８と受信用ＲＦコイル１１７とを接続している。従って、バラン１１８を構成する同軸ケーブル１０の両端は、それぞれ同軸ケーブル１０で高周波電源１０６と送信用ＲＦコイル１１６とに、もしくは、それぞれ受信機１０８と受信用ＲＦコイル１１７とに接続される。
　ここで、インダクタ３３１およびインダクタ３３２のインダクタンスをそれぞれＬＡおよびＬＢと、キャパシタ３４１およびキャパシタ３４２のキャパシタンスをそれぞれＣＡおよびＣＢと、第一の直列共振回路３１０および第二の直列共振回路３２０の共振周波数をそれぞれｆＡ、ｆＢと表す。
　本実施形態のバラン１１８では、計測核種の核磁気共鳴周波数ｆ０と、各直列共振回路３１０，３２０の共振周波数ｆＡ、ｆＢとは、下記式（２）を満たすように調整される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
 また、各直列共振回路３１０、３２０の共振周波数ｆＡ、ｆＢは、それぞれの直列共振回路を構成するインダクタ３３１、キャパシタ３４１、インダクタ３３２およびキャパシタ３４２のインダクタンスＬＡ、キャパシタンスＣＡ、インダクタンスＬＢおよびキャパシタンスＣＢを調整することにより調整される。
　以下、各直列共振回路３１０、３２０の共振周波数ｆＡ、ｆＢを上記式（２）を満たすよう調整した場合、バラン１１８が、計測核種の核磁気共鳴周波数ｆ０で、高いインピーダンスが得られる事を説明する。
　上記構成を有する本実施形態のバラン１１８の動作説明に先立ち、同軸ケーブル１０の構造、および、一般の直列共振回路の動作について説明する。
　まず、同軸ケーブル１０の構造について説明する。図４（ａ）および図４（ｂ）は、同軸ケーブル１０の構造を説明するための図である。本実施形態の同軸ケーブル１０は、図１２（ａ）および図１２（ｂ）で説明した一般の同軸ケーブルと同様の構造を有し、特性インピーダンスを持たせた高周波伝送ケーブルである。ここでは、図１２（ａ）および図１２（ｂ）と同一機能のものには、同一の符号を付す。図４（ａ）および図４（ｂ）に示すように、同軸ケーブル１０は、内部導体１１と外部導体１２とを絶縁物（誘電体）１３で挟んで同じ軸上に配置した構造を有する。同軸ケーブル１０は、使用時に、その外部導体１２がアースに接続されるため、優れたシールド特性を示す。
　次に、同軸ケーブル１０の一般的な使用時における構成を説明する。図４（ｃ）は同軸ケーブル１０の一般的な使用時の構成を説明するための図である。図４（ｃ）に示すように、同軸ケーブル１０の内部導体１１の両端には信号源１５と負荷１６とが接続される。信号源１５および負荷１６の他端はアース１７に接続される。また、同軸ケーブル１０の外部導体１２もアース１７に接続される。
　次に、一般の直列共振回路の動作について説明する。図５（ａ）および図５（ｂ）は、一般の直列共振回路４０の動作を説明するための図である。図５（ａ）に示すように、直列共振回路４０は、インダクタンスがＬのインダクタ４１とそのキャパシタンスがＣのキャパシタ４２とが直列に接続されて形成される。この直列共振回路４０に印加される電圧の周波数をｆ、角周波数をω（ω＝２πｆ）とすると、直列共振回路４０の両端のインピーダンスＺは、以下の式（３）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　図５（ｂ）は、直列共振回路４０の周波数特性を説明するための図である。直列共振回路４０のインピーダンスＺは周波数ｆに依存して図５（ｂ）に示すように変化する。本図に示すように、直列共振回路の共振周波数をｆＲＳとすると、周波数ｆ＝ｆＲＳにおいて、直列共振回路４０のインピーダンスＺは０となり、直列共振回路４０は共振する。
　また、直列共振回路４０は、共振周波数ｆＲＳより高い周波数領域（ｆＲＳ＜ｆ）では、誘導性リアクタンスとして動作する。この時のインピーダンスＺは、以下の式（４）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
 また、この時の直列共振回路４０の見かけのインダクタンスＬ’は、以下の式（５）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
　一方、直列共振回路４０は、その共振周波数ｆＲＳより低い周波数領域（ｆ＜ｆＲＳ）では、容量性リアクタンスとして動作する。この時のインピーダンスＺは、以下の式（６）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
 また、この時の直列共振回路４０の見かけのキャパシタンスＣ’は、以下の式（７）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
　このように、直列共振回路４０は、印加する電圧の周波数ｆに応じて、その共振周波数ｆＲＳを境に異なる動作をする。すなわち、印加する電圧の周波数ｆが共振周波数ｆＲＳより高い場合は誘導性リアクタンスとして動作し、共振周波数ｆＲＳより低い場合は容量性リアクタンスとして動作する。
　以上の同軸ケーブル１０の構造と、一般的な直列共振回路４０の動作とを踏まえ、本実施形態のバラン１１８の動作および特性を図６を用いて説明する。ここでは、バラン１１８を構成する第一の直列共振回路３１０および第二の直列共振回路３２０の共振周波数ｆＡおよびｆＢは、上記式（２）を満たすよう調整されているものとする。
　図６（ａ）は、バラン１１８の簡易的な回路図５００であって、同軸ケーブル１０の内部導体１１および外部導体１２のインダクタンスを、それぞれ集中素子（インダクタ）２２１および２２２で表し、簡略化したものである。本図に示すように、内部導体１１は、インダクタンスがＬＳのインダクタ２２１で表され、外部導体１２は、インダクタンスがＬＧのインダクタ２２２で表される。本図に示すように、インダクタ２２２と、第一の直列共振回路３１０と、第二の直列共振回路３２０とは、同軸ケーブル１０の外部導体１２に対し直列に、並列回路４００を構成する。すなわち、本実施形態のバラン１１８は、同軸ケーブル１０の外部導体１２に直列に挿入された並列回路４００として表される。
　本実施形態のバラン１１８の各直列共振回路３１０、３２０の共振周波数ｆＡ、ｆＢは式（２）を満たすように調整されている。このため、並列回路４００に共振周波数ｆＲＮを印加した場合、第一の直列共振回路３１０は、誘導性リアクタンス（インダクタ）として動作し、第二の直列共振回路３２０は容量性リアクタンス（キャパシタ）として動作する。
　並列回路４００に共振周波数ｆＲＮを印加した際の並列回路４００の等価回路の回路図５０１を図６（ｂ）に示す。ここでは、第一の直列共振回路３１０を、インダクタ５１１で表し、第二の直列共振回路３２０を、キャパシタ５１２で表す。このときのインダクタンスおよびキャパシタンスを、それぞれＬＡ’およびＣＡ’とする。本図に示すように、等価回路５０１は、インダクタ２２２とインダクタ５１１とキャパシタ５１２とを並列に接続した並列共振回路４０１として表される。
　一般に、並列共振回路は、その共振周波数においてインピーダンスが最大となる。従って、並列共振回路４０１の共振周波数ｆＲＮが、ＭＲＩ装置１００の計測核種の核磁気共鳴周波数ｆ０になるよう（ｆＲＮ＝ｆ０）、並列共振回路４０１を構成するインダクタ２２２、インダクタ５１１、およびキャパシタ５１２を調整する。このように調整することで、元の並列回路４００は、計測核種の核磁気共鳴周波数ｆ０で、最大のインピーダンスを得る。すなわち、バラン１１８は、核磁気共鳴周波数ｆ０の核種を計測時に、外部導体１２に発生したコモンモードノイズに対して、最大のインピーダンスを与えることができる。
　なお、並列共振回路４０１のインダクタ５１１のインダクタンスＬＡ’は式（５）より、以下の式（８）で表される。またキャパシタ５１２のキャパシタンスＣＢ’は式（７）より、以下の式（９）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000008
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000009
　一般に、インダクタおよびキャパシタで構成される並列共振回路の共振周波数ｆＲＰとインダクタのインダクタンスＬおよびキャパシタのキャパシタンスＣとの間には、以下の式（１０）に示す関係がある。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000010
 また、一般に、インダクタおよびキャパシタで構成される並列共振回路のインピーダンスＺＲＰとインダクタのインダクタンスＬおよびキャパシタのキャパシタンスＣとの間には、以下の式（１１）に示す関係がある。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000011
　並列共振回路４０１の共振周波数ｆＲＮが計測核種の核磁気共鳴周波数ｆ０となるよう調整される場合、共振周波数ｆＲＮと、外部導体１２が作るインダクタ２２２のインダクタンスＬＧと、インダクタ５１１のインダクタンスＬＡ’と、キャパシタ５１２のキャパシタンスＣＢ’とは式（１０）を満たす。従って、ｆＲＮ（＝ｆ０）、ＬＧ、ＬＡ’、ＣＢ’の関係は、以下の式（１２）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000012
　また、並列共振回路４０１のインピーダンスＺＲＮと、外部導体１２が作るインダクタ２２２のインダクタンスＬＧと、インダクタ５１１のインダクタンスＬＡ’と、キャパシタ５１２のキャパシタンスＣＢ’とは式（１１）を満たす。従って、ＺＲＮ、ＬＧ、ＬＡ’、ＣＢ’の関係は、以下の式（１３）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000013
 ここで、ｆは並列共振回路４０１に印加される電圧の周波数である。
　上記式（１２）で示されるように、共振周波数ｆＲＮは、ｆＡおよびｆＢをそれぞれｆＲＮより高い周波数および低い周波数に設定した場合、インダクタンスＬＡ’およびキャパシタンスＣＢ’の影響を受けやすくなる。さらに共振周波数ｆＲＮの算出式（１２）においては、ｆＡおよびｆＢをｆＲＮの近くに設定すると、インダクタンスＬＡ’とキャパシタンスＣＢ’とが支配的となる。従って、同軸ケーブル１０の外部導体１２のインダクタンスＬＧが変化した場合においても共振周波数ｆＲＮはほとんど変化しない。
　本実施形態のバラン１１８は、この特徴を利用している。すなわち、式（２）に示すように、並列共振回路４０１（並列回路４００、バラン１１８）の共振周波数ｆＲＮ（＝ｆ０）が第一の直列共振回路３１０の共振周波数ｆＡおよび第二の直列共振回路３２０の共振周波数ｆＢの間になるよう、共振周波数ｆＡおよびｆＢを調整することで、共振周波数ｆＲＮ（＝ｆ０）の変動可能な範囲が決定される。
　従って、上述を踏まえてｆＡおよびｆＢを決定すれば、特性インピーダンスのアンバランスによって、同軸ケーブル１０がバラン１１８の中で形成するインダクタ２２２のインダクタンスＬＧが変化した場合であっても、その影響をほとんど受けない。このため、バラン１１８（並列回路４００）の共振周波数ｆＲＮ（＝ｆ０）は、調整した計測核種の核磁気共鳴周波数ｆ０からほとんどシフトしない。
　以下、式（２）を満たすよう、共振周波数ｆＡおよびｆＢを決定するための、各構成素子の調整の具体例を示す。
　調整の概略は以下のとおりである。まず、同軸ケーブル１０の外部導体１２が作るインダクタ２２２のインダクタンスＬＧを決定する。そして、決定したＬＧを用いて、式（１３）、式（８）、式（９）および式（２）から、バラン１１８（並列回路４００）を構成する、第一の直列共振回路３１０のインダクタ３３１のインダクタンスＬＡ、キャパシタ３４１のキャパシタンスＣＡおよび共振周波数ｆＡ、第二の直列共振回路３２０のインダクタ３４１のインダクタンスＬＢ、キャパシタ３４２のキャパシタンスＣＢおよび共振周波数ｆＢを決定する。
　ここでは、一例として、静磁場強度が３Ｔ（テスラ）のＭＲＩ装置において、検出対象が核磁気共鳴周波数が１２８ＭＨｚの水素原子核である場合の、各値の具体的な調整例を説明する。
　まず、本実施形態のバラン１１８の共振周波数、すなわち並列回路４００の共振周波数ｆＲＮ（＝ｆ０）を決定する。ここでは、１２８ＭＨｚである。
　次に、同軸ケーブル１０の外部導体１２が作るインダクタ２２２のインダクタンスＬＧを決定する。ここでは、たとえば、典型的な３ＴのＭＲＩ装置用バランのインダクタのインダクタンスである１００ｎＨとする。なお、インダクタンスの大きさはこれに限定されるものではない。式（１３）より、並列回路４００のインピーダンスＺＲＮを大きくするためには、ＬＧは大きな値であることが好ましい。しかし、用途により、求められるインピーダンスの大きさは異なるため用途に応じて適宜決定する。
　次に、第一の直列共振回路３１０のインダクタ３３１、および第二の直列共振回路３２０のキャパシタ３４２のインダクタンスＬＡおよびキャパシタンスＣＢを決定する。式（１３）より、並列回路４００（並列共振回路４０１）のインピーダンスＺＲＮを大きくするためには、インダクタ５１１のインダクタンスＬＡ’は大きな値であることが好ましい。同様に、並列回路４００（並列共振回路４０１）のインピーダンスＺＲＮを大きくするためには、キャパシタ５１２のキャパシタンスＣＢ’は小さい方が好ましい。つまり、式（８）、式（９）よりインダクタ３３１のインダクタンスＬＡは大きく、キャパシタ３４２のキャパシタンスＣＢは小さい方が好ましい。しかし、実際に作製する場合は、調整が比較的容易で、素子の損失が小さい素子が好ましいので、ここでは、インダクタンスが１０ｎＨ～２００ｎＨの範囲のインダクタと、キャパシタンスが１ｐＦ～１００ｐＦの範囲のキャパシタとを選ぶ。例えば、インダクタ３３１のインダクタンスＬＡは２００ｎＨ、キャパシタ３４２のキャパシタンスＣＢは７ｐＦとする。なお、このインダクタ３３１およびキャパシタ３４２は、上述の範囲に限定されるものではない。実現可能な範囲の値を有する素子であれば良い。
　次に、第一の直列共振回路３１０の共振周波数ｆＡと第二の直列共振回路３２０の共振周波数ｆＢとを決定する。これらは式（２）を満たすように調整されていれば、式（１３）が成り立つため、同軸ケーブル１０の特性インピーダンスにアンバランスが生じた場合や、同軸ケーブル１０間でのカップリングが生じた場合であってもバラン１１８の共振周波数のシフトを抑え、かつ、高いインピーダンスを提供できる。さらに、ＭＲＩ装置１００の実用上の制約を考慮し、より、バラン１１８の共振周波数のシフトを抑えるためには、式（１２）より、各共振周波数ｆＡ、ｆＢは計測核種の核磁気共鳴周波数ｆ０に近いことが望ましい。さらに、核磁気共鳴周波数ｆ０でのインピーダンスＺを高めるためには、式（１３）より、ｆＡ、ｆＢはｆ０から離れている事が望ましい。以上を踏まえ、従来方式より高い効果を得るには、ｆ０、ｆＡ、ｆＢは、以下の式（１４）と式（１５）を満たしていることが望ましい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000014
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000015
　よって、式（８）、式（９）、および式（１２）から求められるｆＡおよびｆＢが、式（１４）および式（１５）を満たすよう、各値を決定する。例えば、ｆＡが１０２ＭＨｚ～１２０ＭＨｚの間であれば式（１４）および式（１５）を満たす。この中で、例えば、ｆＡを１１０ＭＨｚとする。
　以上のように決定した、バラン１１８（並列回路４００）の共振周波数ｆＲＮ（１２８ＭＨｚ）、インダクタ３３１のインダクタンスＬＡ（２００ｎＨ）、キャパシタ３４２のキャパシタンスＣＢ（７ｐＨ）および第一の直列共振回路３１０の共振周波数ｆＡ（１１０ＭＨｚ）を用い、第二の直列共振回路３２０の共振周波数ｆＢ、キャパシタ３４１のキャパシタンスＣＡ、インダクタ３３２のインダクタンスＬＢを式（８）、式（９）、式（１２）に従って算出する。ここでは、ｆＢ＝１３９ＭＨｚ、ＣＡ＝１０．５ｐＦ、ＬＢ＝１８６ｎＨとなる。
　このように、本実施形態のバラン１１８は、ＬＧ＝１００ｎＨ、ＬＡ＝２００ｎＨ、ＣＡ＝１０ｐＦ、ＬＢ＝１９０ｎＨ、ＣＢ＝７ｐＦと調整することにより、３ＴのＭＲＩ装置１００における水素原子核の核磁気共鳴周波数１２８ＭＨｚで共振し、コモンモードノイズに対して高いインピーダンスを与える。また、本実施形態のバラン１１８は、同軸ケーブル１０の特性インピーダンスにアンバランスが生じた場合であっても、共振周波数が当初の調整値からシフトしにくく、コモンモードノイズを高い精度で除去可能である。本実施形態によれば、このような効果を有するバラン１１８を、簡易な構成で、かつ、容易に入手可能な素子を用いて実現できる。従って、低コストで、高性能のＲＦコイルを実現できる。
　以下、本実施形態のバラン１１８と従来方式におけるバラン２０に、それぞれ特性インピーダンスのアンバランスによって生じる影響（例えば、カップリング）を加えた場合の周波数特性のシミュレーション結果を示す。図７は、そのシミュレーションの結果を示す図である。特性インピーダンスのアンバランスによって生じる影響は、等価的には、ループを形成した同軸ケーブル１０の外部導体１２によるインダクタ２２２のインダクタンスＬＧの変化で表すことができる。シミュレーションではインダクタンスＬＧを変化させることで、特性インピーダンスのアンバランスによって生じる影響を再現した。
　図７（ａ）は、本実施形態のバラン１１８の共振周波数ｆＲＮが、３ＴのＭＲＩ装置における水素原子核の核磁気共鳴周波数ｆ０（＝１２８ＭＨｚ）に調整された場合の、バラン１１８のインピーダンスＺの周波数特性である。なお、共振周波数ｆＡおよび共振周波数ｆＢは、それぞれ１１０ＭＨｚ、１３９ＭＨｚになるように調整されているものとする。
　図７（ｂ）は、従来方式のバラン２０の共振周波数ｆＲＣが、３ＴのＭＲＩ装置における水素原子核の核磁気共鳴周波数ｆ０（＝１２８ＭＨｚ）に調整された場合の、インピーダンスＺの周波数特性である。
　図７（ｃ）および図７（ｄ）に、本実施形態のバラン１１８と従来方式のバラン２０とにそれぞれ、特性インピーダンスのアンバランスによって生じる影響で、同軸ケーブル１０のインダクタンスＬＧが１０％増加した場合の、インピーダンスＺの周波数特性を示す。本実施形態のバラン１１８では、図７（ｃ）に示すように、バラン１１８の共振ピークは低い周波数に僅か（０．２ＭＨｚ）にシフトした。それに対し、従来方式のバラン２０では、図７（ｄ）に示すように、バラン２０の共振ピークは低い周波数に大きく（６．０ＭＨｚ）シフトした。
　これらの結果から、インダクタンスＬＧの値が１０％増加した場合、本実施形態のバラン１１８は、従来のバラン２０に比べ、共振ピークの移動が小さく、計測核種の核磁気共鳴周波数ｆ０において、大きなインピーダンスを維持できることが確認できた。すなわち、本実施形態のバラン１１８は、従来のバラン２０に比べ、特性インピーダンスのアンバランスによって生じる影響は少ないことが確認できた。
　また同様に、図７（ｄ）および図７（ｅ）に、本実施形態のバラン１１８と従来方式のバラン２０とにそれぞれ、特性インピーダンスのアンバランスによって生じる影響で、同軸ケーブル１０のインダクタンスＬＧの値が１０％減少した場合の、インピーダンスＺの周波数特性を示す。本実施形態のバラン１１８では、図７（ｄ）に示すように、バラン１１８の共振ピークは高い周波数に僅か（０．２ＭＨｚ）にシフトした。それに対し、従来方式のバラン２０では、図７（ｅ）に示すように、バランの共振ピークは高い周波数に大きく（６．９ＭＨｚ）シフトした。
　これらの結果から、インダクタンスＬＧの値が１０％減少した場合、本実施形態のバラン１１８は、従来のバラン２０に比べ、共振ピークの移動が小さく、計測核種の核磁気共鳴周波数ｆ０において、大きなインピーダンスを維持できることが確認できた。すなわち、本実施形態のバラン１１８は、従来のバラン２０に比べ、特性インピーダンスのアンバランスによって生じる影響は少ないことが確認できた。すなわち、本実施形態のバラン１１８の共振周波数ｆＲＮは、同軸ケーブル１０の特性インピーダンスにアンバランスが生じた場合であっても、ほとんど変化しないことが確認された。
　なお、本実施形態のバラン１１８と従来方式のバラン２０とで、それぞれ構成要素であるインダクタンスＬＧの値が変化した場合、共振ピークのシフト量が大きく異なるのは、上述の通り、本実施形態のバラン１１８の共振周波数を表す式（１２）であってｆＲＮの算出式である式（１２）においては、ＬＡ’とＬＣ’とが支配的であるという事からも明らかである。
　以上説明したように、本実施形態のバラン１１８は、調整された周波数ｆ０のコモンモードノイズに対して高いインピーダンスを与える。また、バラン１１８を構成する第一の直列共振回路３１０および第二の直列共振回路３２０が、それぞれの共振周波数ｆＡ、ｆＢのいずれか一方を周波数ｆ０より低い周波数とし、他方をｆ０より高い周波数となるよう調整されている。このため、何らかの理由でバラン１１８を構成する同軸ケーブル１０によるインダクタンスＬＧに変化が生じた場合であっても、バラン１１８の共振周波数ｆＲＮはほとんど変化しない。従って、本実施形態のバラン１１８は、調整された周波数ｆ０で高いインピーダンスを維持できる。すなわち、本実施形態のバラン１１８は、同軸ケーブル１０の特性インピーダンスにアンバランスが生じ、インダクタンスＬＧに変化が生じた場合であっても、調整された周波数ｆ０のコモンモードノイズに対して高いインピーダンスを提供できる。従って、本実施形態によれば、同軸ケーブル１０の特性インピーダンスにアンバランスが生じる場合であっても、コモンモードノイズを効果的に除去可能で、ＲＦコイルの性能を向上させることができる。
　また、式（１２）から明らかなように、本実施形態のバラン１１８の共振周波数ｆＲＮは、最も外部要因の影響を受ける同軸ケーブル１０の外部導体１２のインダクタンスＬＧの影響を受けにくい。よって、一度バラン１１８の共振周波数ｆＲＮを計測核種の核磁気共鳴周波数ｆ０に調整すると、バラン１１８に接続される同軸ケーブル１０や、設置方法や、位置関係など外部要因の影響をほとんど受けない。従って、本実施形態のバラン１１８は、計測核種の核磁気共鳴周波数ｆ０で高いインピーダンスを維持できる。このため、バラン１１８に接続される同軸ケーブル１０や、設置方法や、位置関係が変わってもバランを再調整する必要がない。そのため、実際にバラン１１８をＭＲＩ装置１００に組み込むときの作業工程を減らすことができる。
　さらに、本実施形態によれば、バランを形成する同軸ケーブル１０の特性インピーダンスにアンバランスが生じた場合であっても、高いインピーダンスを維持できるため、バラン１１８を構成する同軸ケーブル１０の使用時の配置に制約がない。すなわち、特性インピーダンスにアンバランスが生じないよう配慮する必要がなく、使用時の自由度が高まる。
　また、上述の通り、本実施形態のバラン１１８は、計測核種の核磁気共鳴周波数ｆ０で高いインピーダンスを維持可能であるため、バランの数を減らすことができる。また、上述のように、同軸ケーブル１０の特性インピーダンスにアンバランスが発生し、同軸ケーブル１０の外部導体１２のインダクタンスＬＧが変化したとしても、高いインピーダンスを維持できる。従って、従来のバラン２０のように、バラン２０を直列接続してインピーダンスを合成する必要がない。このため、装置の重量、容積およびコストを低下させることが可能となる。
　また、実用においては、ＲＦコイルとのカップリングを防ぐために、意図的にバラン１１８がコモンモードノイズを除去する周波数ｆＲＮを計測核種の核磁気共鳴周波数ｆ０から数ＭＨｚずらして使用することがある。このような場合であっても、本実施形態のバラン１１８を使用することにより、予期しないバラン１１８の周波数シフトによる、バラン１１８とＲＦコイルとの共振周波数が一致することを防ぐことができる。このためＲＦコイルの性能を向上させることができる。
　なお、本実施形態では、３ＴのＭＲＩ装置における水素原子核の核磁気共鳴周波数にバラン１１８の共振周波数を調整する場合を例にあげて説明した。しかし、調整する共振周波数はこれに限られない。例えば、静磁場強度が１．５Ｔや７ＴのＭＲＩ装置における水素原子核の核磁気共鳴周波数であっても良い。また、フッ素や炭素原子核などの核磁気共鳴周波数であっても良い。
　以上説明したように、本実施形態によれば、ＭＲＩ装置で用いられるバランに関し、その共振周波数が、簡易な構成で変動しにくくなる。従って、バランに接続される同軸ケーブルやバランを形成する同軸ケーブルの特性インピーダンスにアンバランスが生じた場合であっても、計測核種の核磁気共鳴周波数ｆ０のコモンモードノイズに対して高いインピーダンスを提供できるため、コモンモードノイズを除去できる。従って、ＲＦコイルの性能が向上する。
　なお、本実施形態のバラン１１８の形状は、上記形状に限られない。その電気的な回路図が、回路図５００と同等であればよい。
　例えば、本実施形態のバラン１１８の同軸ケーブル１０の形状が直線であっても良い。図８（ａ）に本実施形態のバラン１１８の変形例である直線型バラン１１８Ａを示す。本図に示すように、直線型バラン１１８Ａは、特別な形状を有しない直線の同軸ケーブル１０に、二つの直列共振回路３１０、３２０が並列接続された形状を有する。二つの直列共振回路３１０、３２０の構成は、バラン１１８と同様である。
　また、例えば、同軸ケーブル１０の形状が８の字型であってもよい。図８（ｂ）に本実施形態のバラン１１８の変形例である８の字型バラン１１８Ｂを示す。本図に示すように、８の字型バラン１１８Ｂは、８の字型に形成された同軸ケーブル１０に、二つの直列共振回路３１０、３２０が並列接続された形状を有する。二つの直列共振回路３１０、３２０の構成は、バラン１１８と同様である。
　直線型バラン１１８Ａおよび８の字型バラン１１８Ｂの回路構成は、上記バラン１１８と同じ回路図５００で表すことができる。従って、これらのバラン１１８Ａ、１１８Ｂも上記実施形態のバラン１１８と回路構成および動作原理は同じである。このため、直線型バラン１１８Ａおよび８の字型バラン１１８Ｂは、同軸ケーブル１０の特性インピーダンスにアンバランスが生じた場合であっても、調整された周波数ｆ０のコモンモードノイズに対して高いインピーダンスを提供することができる。ただし、上記バラン１１８とは同軸ケーブル１０の形状が異なるため、同軸ケーブル１０の内部導体１１が作るインダクタによるインダクタンスＬＳと同外部導体１２が作るインダクタによるインダクタンスＬＧとの値は変化する。従って、インダクタンスＬＧの値に応じて、ｆＡ、ｆＢ、ＬＢ、ＣＡを決定する。
　以上のように、直線型バラン１１８Ａおよび８の字型バラン１１８Ｂは、調整された周波数ｆ０（＝ｆＲＮ）のコモンモードノイズに対して高いインピーダンスを与える。また、各バランを構成する２つの直列共振回路の共振周波数ｆＡおよびｆＢのいずれか一方を、直線型バラン１１８Ａおよび８の字型バラン１１８Ｂの共振周波数として調整された周波数ｆＲＮ（＝ｆ０）より高い周波数とし、他方をｆ０より低い周波数とする。これにより、何らかの理由で同軸ケーブル１０により作られるインダクタンスＬＧに変化が生じた場合であっても、ｆＲＮはほとんど変化しないため、設計した周波数のみで動作させることが可能となる。このため、同軸ケーブルの特性インピーダンスにアンバランスが生じた場合であっても、調整された周波数ｆ０のコモンモードノイズに対して高いインピーダンスを提供することができる。
　さらに、直線型バラン１１８Ａは、直線型の形状を有していることから、図８（ａ）に示すように、省スペースでバランを形成することができる。また、８の字型バラン１１８Ｂは、図８（ｂ）に示すように二つのループが、互いに逆向きに磁場を発生するような形状を有していることから、バラン１１８Ｂの同軸ケーブル１０が発生する磁場をキャンセルすることができる。これにより、磁場の乱れを低減させることができるため、ＲＦコイルの性能が向上する。
　また、上記実施形態および変形例では、１つの周波数のコモンモードノイズを除去するバランを例にあげて説明した。しかし、本発明を適用可能なバランが除去できるコモンモードノイズの周波数は１つに限られない。例えば２つの異なる周波数のコモンモードノイズを除去可能なバランであっても良い（例えば、水素とフッ素の磁気共鳴周波数）。
　図９に、本実施形態のバラン１１８の変形例である、２つの異なる周波数のコモンモードノイズを除去可能なバラン１１８Ｃを示す。本図に示すように本変形例のバラン１１８Ｃは、本実施形態のバラン１１８の構成に加え、インダクタ（ＬＣ）３３３とキャパシタ（ＣＣ）３４３とが直列接続される第三の直列共振回路３３０が、第二の共振回路３２０に接続されている。
　第一、第二、第三の直列共振回路３１０、３２０、３３０の共振周波数（ｆＡ、ｆＢ、ｆＣ）は、バラン１１８Ｃが、第一、第二元素の磁気共鳴周波数に応じた第一、第二の共振周波数（ｆ１、ｆ２）で共振し、高いインピーダンスを示すように調整される。具体的には、以下の式（１６）を満たすように調整する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000016
　本変形例のバラン１１８Ｃの動作及び特性を図９（ａ）、（ｂ）、（ｃ）に示す回路図を用いて説明する。本図に示すように、バラン１１８Ｃは、インダクタとキャパシタとによる直列共振回路３１０、３２０、３３０が３つ並列に接続された直列共振回路を並列に接続した回路で表される。それぞれの直列共振回路３１０、３２０、３３０の共振周波数はｆＡ、ｆＢ、ｆＣである。
　本変形例のバラン１１８Ｃは、式（１６）を満たすように調整されているため、第一の共振周波数ｆ１の電圧が印加されると、第一の直列共振回路３１０は誘導性リアクタンスとして動作し、インダクタ５１１（ＬＡ’’）と見なすことができる。そして、第二の直列共振回路３２０、第三の直列共振回路３３０は、容量性リアクタンスとして動作し、キャパシタ５１２、５１３（ＣＢ’’、ＣＣ’’）と見なすことができる。
　従って、第一の共振周波数ｆ１において、本変形例のバラン１１８Ｃは、図９（ｂ）に示すインダクタ２２２、５１１、キャパシタ５１２、５１３をそれぞれ並列に接続した並列共振回路４０２として表される。このとき、並列共振回路４０２の共振周波数ｆＲＮ１を第一の共振周波数ｆ１に調整すると、バラン１１８Ｃは、第一の共振周波数ｆ１で高いインピーダンスを示し、コモンモードノイズを除去する。また、第一の共振周波数ｆ１と、並列共振回路４０２を構成するインダクタ２２２，５１１の値ＬＧ、ＬＡ’’
および各キャパシタキャパシタ５１２，５１３の値、ＣＢ’’、ＣＣ’’との関係は、式（１０）より、以下の式（１７）とおりとなる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000017
　また、本変形例のバラン１１８Ｃは、式（１６）を満たすように調整されているため、第二の共振周波数ｆ２の電圧が印加されると、第一の直列共振回路３１０、第二の直列共振回路３２０は誘導性リアクタンスとして動作し、インダクタ５１４、５１５（ＬＡ’’、ＬＢ’’）と見なすことができる。そして、第三の直列共振回路３３０は、容量性リアクタンスとして動作し、キャパシタ５１６（ＣＣ’’）と見なすことができる。
　従って、第二の共振周波数ｆ２において、本変形例のバラン１１８Ｃは、図９（ｃ）に示すインダクタ２２２、５１１、キャパシタ５１４、５１５をそれぞれ並列に接続した並列共振回路４０３として表される。このとき、並列共振回路４０３の共振周波数ｆＲＮ２を第一の共振周波数ｆ２に調整すると、バラン１１８Ｃは、第一の共振周波数ｆ２で高いインピーダンスを示し、コモンモードノイズを除去する。また、第二の共振周波数ｆ２と、並列共振回路４０２を構成するインダクタ２２２、５１４、５１５の値ＬＧ、ＬＡ’’
ＬＢ’’ および各キャパシタキャパシタ５１６の値、ＣＣ’’の関係は、式（１０）より、以下の式（１８）のとおりとなる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000018
　上述してきたように、本変形例のバラン１１８Ｃは、式（１６）、式（１７）、式（１８）を満たすようｆＡ、ｆＢ、ｆＣ、および各構成インダクタおよびキャパシタの値を調整することで、２つの元素の磁気共鳴周波数（ｆ１、ｆ２）で共振し、高いインピーダンスを示す。従って、これらの磁気共鳴周波数ｆ１、ｆ２のコモンモードノイズを除去することができる。また、除去可能なコモンモードノイズの周波数の数以外は、上記本実施形態のバラン１１８の効果と同様の効果が得られる。
　なお、本変形例では２つの異なる周波数を水素とフッ素の磁気共鳴周波数としたが、組み合わせはこれに限られない。例えば、フッ素とヘリウム（３Ｈｅ）、燐（３１Ｐ）とリチウム（７Ｌｉ）などでもよい。もちろん、原子核の組み合わせはこれに限定されるものではない。
　また、キャパシタとインダクタとが直列接続される直列共振回路を、さらに、第三の直列共振回路３３０と並列に接続することにより３つの異なる周波数のコモンモードノイズを除去することが可能である。また、原理的には高次の同調も可能である。
　＜＜第二の実施形態＞＞
　次に本発明を適用する第二の実施形態について説明する。本実施形態のＭＲＩ装置は基本的に第一の実施形態と同様である。本実施形態では、二つの直列共振回路３１０、３２０を並列に接続したバラン形成回路と、同軸ケーブル１０とを直接物理的に接続する代わりに、磁気結合を用いて、磁気的に誘導接続する。以下、第一の実施形態と異なる構成に主眼をおいて説明する。
　図１０（ａ）は、本実施形態のバラン１１８－２の形状を示す図である。本実施形態のバラン形成回路３００－２は、並列に接続された第一の直列共振回路３１０および第二の直列共振回路３２０と、これらに並列に接続された導体３５０を備える。本図に示すように、第一の実施形態とは異なり、二つの直列共振回路３１０、３２０を並列に接続したバラン形成回路３００－２と同軸ケーブル１０とは直接物理的に接続されていない。本実施形態のバラン１１８－２は、導体３５０を、同軸ケーブル１０の外部導体１２に密着させ、磁気結合させる。
　図１０（ｂ）は、本実施形態のバラン１１８－２の回路図５００－２であって、同軸ケーブル１０の内部導体１１および外部導体１２のインダクタンスを、それぞれ集中素子（インダクタ）２２１、２２２で表し、さらに、導体３５０によるインダクタンスを集中素子（インダクタ）３５１で表し、簡略化したものである。なお、第一の実施形態同様、インダクタ２２１のインダクタンスはＬＳ、インダクタ２２２のインダクタンスはＬＧ、また、インダクタ３５１のインダクタンスはＬＣとする。
　回路図５００－２内では、インダクタ２２２とインダクタ３５１との間には磁気結合９９０が生じているため、インダクタ２２２とインダクタ３５１とは電磁気的に誘導接続されている。従って、本実施形態のバラン１１８－２では、バラン形成回路３００－２と同軸ケーブル１０とは直接物理的に導体で接続されていないが、電磁気的に誘導接続されているため、本実施形態のバラン１１８－２も、電気的な等価回路は、回路図５００と同等となる。ただし、第一の実施形態のバラン１１８とは接合方法が異なるため、インダクタ２２２のインダクタンスＬＧは、相互インダクタンスを考慮しなければならない。すなわち、相互インダクタンスを考慮して、検出対象核種の核磁気共鳴周波数ｆ０で高いインピーダンスが得られるように、各構成素子のインダクタンスＬＡ、ＬＢ、キャパシタンスＣＡ、ＣＢを決定する。
　以上より、本実施形態のバラン１１８－２は、計測核種の核磁気共鳴周波数ｆ０でコモンモードノイズに対して高いインピーダンスを与えることができる。また、バラン１１８－２を構成する第一の直列共振回路３１０の共振周波数ｆＡおよび第二の直列共振回路３２０の共振周波数ｆＢのいずれか一方を、核磁気共鳴周波数ｆ０より低い周波数とし、他方をｆ０より高い周波数と設定するため、何らかの理由により同軸ケーブル１０によるインダクタンスＬＧに変化が生じた場合であっても、本実施形態のバラン１１８－２の共振周波数ｆＲＮはほとんど変化しない。従って、本実施形態のバラン１１８－２は、調整された周波数ｆ０を共振周波数とした動作を維持できる。このため、同軸ケーブル１０の特性インピーダンスにアンバランスが生じた場合であっても、調整された周波数ｆ０のコモンモードノイズに対して高いインピーダンスを提供することができる。以上により、本実施形態のバラン１１８－２は、第一の実施形態と同様に、高性能のＲＦコイルを提供することができる。
　また、本実施形態のバラン１１８－２は、同軸ケーブル１０に対して、直接物理的な接続を必要としないため、より簡易な構成で、上記第一の実施形態と同様の効果を実現できる。さらに、直接物理的な接続を必要としないため、ＭＲＩ検査実施者が、必要に応じてバラン１１８－２を使用することが可能である。従って、バラン１１８－２使用の自由度が高まり、精度の高い検査が可能となる。
　なお、上記各実施形態において、バランを形成する同軸ケーブル１０も含め、電波シールド６００で覆うよう構成してもよい。図１１は、第一の実施形態のバラン１１８を電波シールド６００で覆った場合の例（１１８Ｄ）を説明するための図である。本図に示すように、バラン１１８Ｄは、その全体が電波シールド６００に覆われる。また電波シールド６００はアース１７に接続されている。
　第一の実施形態のバラン１１８の全体を電波シールド６００で覆うことにより、バラン１１８Ｄに検査対象や他のケーブルが近づいた場合でも、これらの検査対象や他のケーブルとバラン１１８Ｄ内のインダクタとの磁気結合を防止することができる。バラン１１８Ｄ内のインダクタとは、同軸ケーブル１０が作るインダクタ、第一の直列共振回路３１０のインダクタ３３１、第二の直列共振回路３２０のインダクタ３３２である。
　磁気結合を防止できるため、電波シールド６００で覆われたバラン１１８Ｄは、第一の実施形態で説明した構成のバラン１１８に比べ、さらに、共振周波数の変動が小さくなる。従って、所望の核磁気共鳴周波数におけるコモンモードノイズに対して高いインピーダンスを与えることができるとともに、同軸ケーブル１０の特性インピーダンスにアンバランスが生じた場合であっても、より共振ピークの移動が少なく、より高いインピーダンスを維持できる。
　また、同軸ケーブル１０や、インダクタ３３１、３３２で発生する磁場の乱れを抑えることができるので、他のバランや、ＲＦコイルなどへの影響を抑えることができる。すなわち、本形態によれば、外部から加わる影響を低減し、磁気結合による損失を低減させることができる。
　上記各実施形態では、計測核種が１種（水素原子核）であり、１の周波数の磁気共鳴信号のみ取得するＲＦコイルに、上記各実施形態および変形例のバランを使用する場合を例にあげて説明した。しかしこれに限られるものでは無い。上記各実施形態および変形例のバランは、たとえば、一つのＲＦコイルで二つの原子核の磁気共鳴信号が取得できる二重同調ＲＦコイルに使用しても良い。もちろん、これに限定されるものではない。
　また、上記各実施形態および変形例では、バランの共振周波数ｆ０、第一の直列共振回路３１０の共振周波数ｆＡおよび第二の直列共振回路３２０の共振周波数ｆＢとの関係を、式（２）で示されるものとした場合を例にあげて説明しているが、共振周波数ｆＡおよび共振周波数ｆＢは、逆であってもよい。すなわち、以下の式（１９）を満たす構成であってもよい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000019
 すなわち、ｆＡ、ｆＢ、ｆ０は、それぞれ異なる周波数であり、ｆＡおよびｆＢのいずれか一方がｆ０より低い周波数であり、他方がｆ０より高い周波数であればよい。
　また、上記各実施形態および変形例では、バラン形成回路が、それぞれ異なる共振周波数を有する２つの直列共振回路を備える場合を例にあげて説明したが、バラン形成回路の回路構成はこれに限られない。少なくとも２種の異なる共振周波数を有する２つ以上の直列共振回路を備えるよう構成してもよい。この場合、上記各実施形態および変形例のバランの共振周波数が、いずれかの直列共振回路の共振周波数間にくるよう、各直列共振回路の共振周波数を調整する。すなわち、上述のように、バランの共振周波数ｆＲＮを、検出核種の磁気共鳴周波数ｆ０に調整する場合、各直列共振回路の共振周波数のうち、少なくとも１つが、ｆ０より低い周波数であり、少なくとも１つがｆ０より高い周波数となるよう、核直列共振回路の共振周波数を調整する。
　また、上記各実施形態および変形例のバランをＲＦコイルの給電点に直接接続するよう構成してもよい。このように構成することで、ＲＦコイルに流れ込むコモンモードノイズをより確実に除去することができる。ＲＦコイルの性能を向上させることができる。
　また、上記各実施形態および変形例のバランは従来のバラン２０と併用しても良い。併用することで、更に高いインピーダンスを提供できるため、ＲＦコイルの性能を向上させることができる。
　また、上記各実施形態および変形例のバランは多チャンネルＲＦコイルシステムで使用することも可能である。多チャンネルＲＦコイルシステムで使用することにより、バランとバランとのカップリングや、バランと同軸ケーブル１０とのカップリングによるバランの共振周波数のシフトを防ぐことができる。このため、多チャンネルＲＦコイルシステムでも、上記各実施形態および変形例のバランを用いることにより、ＲＦコイルの性能を向上させることができる。
　上記各実施形態および変形例では、ＭＲＩ装置１００において、高周波電源１０６と送信用ＲＦコイル１１６、もしくは、受信機１０８と受信用ＲＦコイル１１７との間にバランが一つある例を示したが、バランは二つ以上あっても良い。
　また、上記各実施形態および変形例では、図４に示す構成を有する一般的の同軸ケーブル１０を用いてバランを形成する場合を例にあげて説明した。しかし、適用可能な同軸ケーブルは上記同軸ケーブル１０に限られない。例えば、外部導体を小径の銅パイプとした「セミリジッドケーブル」と呼ばれる同軸ケーブルを用いてもよい。もちろん、これに限定されるものではない。
１０：同軸ケーブル、１１：内部導体、１２：外部導体、１３：誘電体、１５：信号源、１６：負荷、２０：バラン、２１：回路図、３１：キャパシタ、３２：インダクタ、３３：インダクタ、３４：並列共振回路、４０：直列共振回路、４１：インダクタ、４２：キャパシタ、１００：ＭＲＩ装置、１０１：マグネット、１０２：傾斜磁場コイル、１０３：検査対象、１０４：シーケンサ、１０５：傾斜磁場電源、１０６：高周波電源、１０８：受信機、１０９：計算機、１１０：ディスプレイ、１１１：記憶媒体、１１２：シムコイル、１１６：送信用ＲＦコイル、１１７：受信用ＲＦコイル、１２６：送受信用ＲＦコイル、１２７：送受信切り替えスイッチ、１１８：バラン、１１８－２：バラン、１１８Ａ：バラン、１１８Ｂ：バラン、１１８Ｃ：バラン、１１８Ｄ：バラン、２００：ＭＲＩ装置、２０１：マグネット、２２１：インダクタ、２２２：インダクタ、３００：バラン形成回路、３００－２：バラン形成回路、３１０：第一の直列共振回路、３２０：第二の直列共振回路、３３０：第三の直列共振回路、３３１：インダクタ、３３２：インダクタ、３３３：インダクタ、３４１：キャパシタ、３４２：キャパシタ、３４３：キャパシタ、３５０：導体、３５１：インダクタ、４００：並列回路、４０１：並列共振回路、４０２：並列共振回路、４０３：並列共振回路、５００：回路図、５００－２：回路図、５０１：等価回路、５１１：インダクタ、５１２：キャパシタ、５１３：キャパシタ、５１４：インダクタ、５１５：インダクタ、５１６：キャパシタ、６００：電波シールド、９９０：磁気結合

Claims (15)

  1. 　同軸ケーブルに流れるコモンモードノイズを除去するバランであって、
    　前記同軸ケーブルの一部と、
    　前記同軸ケーブルの一部の外部導体に並列接続される並列回路と、を備え、
    　前記並列回路は、それぞれ並列に接続される複数の直列共振回路を備え、
    　前記複数の直列共振回路は、それぞれ、直列に接続されるキャパシタとインダクタとを備え、当該キャパシタのキャパシタンスおよび当該インダクタのインダクタンスによりそれぞれの共振周波数が調整可能であり、
    　前記複数の直列共振回路の共振周波数は、少なくとも１つが、当該バランが前記コモンモードノイズを除去する周波数より低い周波数に、少なくとも１つが、当該バランが前記コモンモードノイズを除去する周波数より高い周波数になるよう調整されていること
    　を特徴とするバラン。
  2. 　請求項１記載のバランであって、
    　前記複数の直列共振回路は、第一の直列共振回路と第二の直列共振回路の２つであり、
    　前記第一の直列共振回路の共振周波数である第一の共振周波数と、前記第二の直列共振回路の共振周波数である第二の共振周波数とは、いずれか一方が、当該バランが前記コモンモードノイズを除去する周波数より低い周波数に、他方が、当該バランが前記コモンモードノイズを除去する周波数より高い周波数になるよう調整されていること
    　を特徴とするバラン。
  3. 　請求項２記載のバランであって、
    　前記第一の共振周波数および前記第二の共振周波数の中で、前記バランが前記コモンモードノイズを除去する周波数より低い周波数となるよう調整されている共振周波数は、前記バランが前記コモンモードノイズを除去する周波数の７０％から９５％の間となるよう調整されていること
    　を特徴とするバラン。
  4. 　請求項２記載のバランであって、
    　前記第一の共振周波数および前記第二の共振周波数の中で、前記バランが前記コモンモードノイズを除去する周波数より高く調整されている共振周波数は、前記バランが前記コモンモードノイズを除去する周波数の１０５％から１３０％の間となるよう調整されていること
    　を特徴とするバラン。
  5. 　請求項１記載のバランであって、
    　前記複数の直列共振回路は、第一の直列共振回路と第二の直列共振回路と第三の直列共振回路の３つであり、
    　前記第一直列共振回路の共振周波数ｆＡと前記第二直列共振回路の共振周波数ｆＢと前記第一直列共振回路の共振周波数ｆＣと当該バランが前記コモンモードノイズを除去する第一の周波数ｆ１と当該バランが前記コモンモードノイズを除去する第二の周波数ｆ２（＞ｆ１）とが、ｆＡ＜ｆ１＜ｆＢ＜ｆ２＜ｆＣの関係を満たすように調整されていること
    　を特徴とするバラン。
  6. 　請求項１記載のバランであって、
    　前記同軸ケーブルの一部は、ループ形状を有すること
    　を特徴とするバラン。
  7. 　請求項１記載のバランであって、
    　前記同軸ケーブルの一部は、直線状であること
    　を特徴とするバラン。
  8. 　請求項１記載のバランであって、
    　前記同軸ケーブルの一部は、８の字型形状を有すること
    　を特徴とするバラン。
  9. 　請求項１記載のバランであって、
    　前記並列回路は、磁気結合手段を備え、前記同軸ケーブルの一部の外部導体と磁気的に接続されること
    　を特徴とするバラン。
  10. 　請求項１記載のバランであって、
    　前記同軸ケーブルの一部と、前記並列回路とに、電波シールドが施されていること
    　を特徴とするバラン。
  11. 　バランを形成する同軸ケーブルであって、
    　当該同軸ケーブルの一部の外部導体に接続される並列回路を備え、
    　前記並列回路は、それぞれ並列に接続される複数の直列共振回路でを備え、
    　前記複数の直列共振回路は、それぞれ、直列に接続されるキャパシタとインダクタとを備え、当該キャパシタのキャパシタンスおよび当該インダクタのインダクタンスによりそれぞれの共振周波数が調整可能であり、
    　前記複数の直列共振回路の共振周波数は、少なくとも１つが、当該バランが前記コモンモードノイズを除去する周波数より低い周波数に、少なくとも１つが、当該バランが前記コモンモードノイズを除去する周波数より高い周波数になるよう調整されていること
    　を特徴とする同軸ケーブル。
  12. 　静磁場を形成する静磁場形成手段と、傾斜磁場を形成する傾斜磁場形成手段と、高周波磁場を形成する高周波磁場形成手段と、前記高周波磁場を検査対象に印加するとともに検査対象からの磁気共鳴信号を受信する送受信コイルと、前記送受信コイルで受信した磁気共鳴信号を処理する信号処理手段と、前記高周波磁場を検査対象に印加する時は、前記高周波磁場形成手段と前記送受信コイルとを接続し、前記送受信コイルで受信した磁気共鳴信号を処理する時は、前記送受信コイルと前記信号処理手段とを接続する送受信切替手段と、前記傾斜磁場形成手段、前記高周波磁場形成手段および前記信号処理手段を制御する制御手段と、を備える磁気共鳴撮像装置であって、
    　前記送受信コイルと前記送受信切替手段とは同軸ケーブルで接続され、
    　前記同軸ケーブルはバランを備え、
    　前記バランは、請求項１記載のバランであり、前記同軸ケーブルに接続されていること
    　を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  13. 　静磁場を形成する静磁場形成手段と、傾斜磁場を形成する傾斜磁場形成手段と、高周波磁場を形成する高周波磁場形成手段と、前記高周波磁場を検査対象に印加する送信コイルと、検査対象からの磁気共鳴信号を受信する受信コイルと、前記受信コイルで受信した磁気共鳴信号を処理する信号処理手段と、前記傾斜磁場形成手段、前記高周波磁場形成手段および前記信号処理手段を制御する制御手段と、を備える磁気共鳴撮像装置であって、
    　前記高周波磁場形成手段で形成した高周波磁場を前記送信コイルに送信する第一の同軸ケーブルと、
    　前記受信コイルで受信した磁気共鳴信号を前記信号処理手段に送信する第二の同軸ケーブルと、を備え、
    　前記第一の同軸ケーブルと前記第二の同軸ケーブルとはそれぞれバランを備え、
    　前記バランは、請求項１記載のバランであり、前記第一の同軸ケーブルおよび前記第二の同軸ケーブルに接続されていること
    　を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  14. 　請求項１２記載の磁気共鳴撮像装置であって、
    　前記同軸ケーブルは、前記バランを複数備えること
    　を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  15. 　請求項１３記載の磁気共鳴撮像装置であって、
    　前記第一の同軸ケーブルおよび前記第二の同軸ケーブルの少なくとも一方は、前記バランを複数備えること
    　を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
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