被検体を撮影する医用装置であって、前記医用装置の消費電力が閾値を超えた場合、前記消費電力が低下するように動作する、医用装置。被検体を撮影する磁気共鳴装置であって、前記磁気共鳴装置の消費電力が閾値を超えた場合、前記消費電力が低下するように動作する、磁気共鳴装置。前記磁気共鳴装置の消費電力を計測する計測手段、を有する請求項2に記載の磁気共鳴装置。前記計測手段が計測した消費電力が閾値を超えた場合、前記磁気共鳴装置が実行するパルスシーケンスを調整する調整手段、を有する、請求項3に記載の磁気共鳴装置。前記調整手段は、前記計測手段が計測した消費電力が閾値を超えた場合、前記磁気共鳴装置の勾配コイルの消費電力が低下するように、前記パルスシーケンスを調整する、請求項4に記載の磁気共鳴装置。前記計測手段が計測した消費電力が閾値を超えた場合、前記磁気共鳴装置の勾配コイルの消費電力を算出する消費電力算出手段を有し、前記調整手段は、前記勾配コイルの消費電力に基づいて、前記パルスシーケンスの勾配パルスを調整する、請求項5に記載の磁気共鳴装置。前記調整手段は、前記勾配パルスの高さを調整する、請求項6に記載の磁気共鳴装置。前記調整手段は、前記勾配パルスの幅を調整する、請求項7に記載の磁気共鳴装置。前記調整手段は、調整前の勾配パルスの面積と、調整後の勾配パルスの面積が等しくなるようにする、請求項8に記載の磁気共鳴装置。前記勾配コイルを冷却するためのクーリング装置を有し、前記磁気共鳴装置の消費電力が閾値を超えた場合、前記勾配コイルの消費電力と、前記クーリング装置の消費電力とを低下させる、請求項5~9のうちのいずれか一項に記載の磁気共鳴装置。前記調整手段は、前記パルスシーケンスのRFパルスを調整する、請求項4~10のうちのいずれか一項に記載の磁気共鳴装置。節電の方法として、磁気共鳴装置の使用頻度を減らすことも考えられるが、磁気共鳴装置は、患者さんの診断には、もはや欠かすことができない装置であるので、使用頻度を減らすことは現実的ではない。したがって、磁気共鳴装置の使用頻度を減らさずに、節電できることが望まれている。本発明の第1の態様は、被検体を撮影する医用装置であって、前記医用装置の消費電力が閾値を超えた場合、前記消費電力が低下するように動作する、医用装置である。本発明の第2の態様は、被検体を撮影する磁気共鳴装置であって、前記磁気共鳴装置の消費電力が閾値を超えた場合、前記消費電力が低下するように動作する、磁気共鳴装置である。消費電力が閾値を超えた場合、消費電力を低下させるので、撮影を続行したままで省電力化を実現することができる。以下、発明を実施するための形態について説明するが、本発明は、以下の形態に限定されることはない。図1は、本発明の一形態の磁気共鳴装置の概略図である。磁気共鳴装置以下、MR装置と呼ぶ。MR:MagneticResonance100は、マグネット2、テーブル3、受信コイル4、クーリング装置5などを有している。マグネット2は、被検体14が収容されるボア21と、超伝導コイル22と、勾配コイル23と、送信コイル24とを有している。超伝導コイル22は静磁場を印加し、勾配コイル23は勾配パルスを印加し、送信コイル24はRFパルスを送信する。尚、超伝導コイル22の代わりに、永久磁石を用いてもよい。テーブル3は、クレードル3aを有している。クレードル3aは、ボア21内に移動できるように構成されている。クレードル3aによって、被検体14はボア21に搬送される。受信コイル4は、被検体14の頭部に取り付けられている。受信コイル4は、被検体14からの磁気共鳴信号を受信する。クーリング装置5は、勾配コイル23などを一定の温度に冷却する。MR装置100は、更に、シーケンサ6、送信器7、勾配磁場電源8、受信器9、電力計測装置10、中央処理装置11、操作部12、表示部13、などを有している。シーケンサ6は、中央処理装置11の制御を受けて、パルスシーケンスの情報を送信器7および勾配磁場電源8に送る。送信器7は、シーケンサ6から送られた情報に基づいて、RFコイル24を駆動する駆動信号を出力する。勾配磁場電源8は、シーケンサ6から送られた情報に基づいて、勾配コイル23を駆動する駆動信号を出力する。受信器9は、受信コイル4で受信された磁気共鳴信号を信号処理し、中央処理装置11に出力する。電力計測装置10は、MR装置100の消費電力を計算する。中央処理装置11は、シーケンサ6および表示部13に必要な情報を伝送したり、受信器9から受け取ったデータに基づいて画像を再構成するなど、MR装置100の各種の動作を実現するように、MR装置100の各部の動作を制御する。中央処理装置11は、例えばコンピュータcomputerによって構成される。中央処理装置11は、消費電力算出手段11Aおよび調整手段11Bなどを有している。消費電力算出手段11Aは、勾配コイル23の消費電力Wgを計算する。調整手段11Bは、電力計測装置10が計測した消費電力が閾値を超えた場合、パルスシーケンスを調整する。中央処理装置11は、消費電力算出手段11Aおよび調整手段11Bの一例であり、所定のプログラムを実行することにより、これらの手段として機能する。操作部12は、オペレータにより操作され、種々の情報を中央処理装置11に入力する。表示部13は種々の情報を表示する。MR装置100は、上記のように構成されている。尚、図2に、本形態で実行されるスキャンを示す。本形態では、スキャンSC1およびSC2が実行される。スキャンSC1では、スピンエコー法のパルスシーケンスPS1が繰り返し実行され、スキャンSC2では、グラディエントエコー法のパルスシーケンスPS2が繰り返し実行される。尚、使用されるパルスシーケンスは、図2に示されるパルスシーケンスに限定されることはなく、種々のパルスシーケンスを使用することができる。本形態では、MR装置100は、被検体14の撮影中におけるMR装置100の消費電力を計測し、消費電力が一定値を超えると、MR装置100の消費電力が低下するように動作する。以下に、MR装置100の消費電力をどのようにして制御するかについて説明する。図3は、MR装置100の動作フローを示す図、図4は、被検体を撮影しているときのMR装置全体の消費電力の時間変化を概略的に示す図である。ステップST1では、電力計測装置10が、MR装置100の消費電力Wを計算する。ここでは、時点t1における消費電力W=W1を計算したとする。消費電力W1を計算したら、ステップST2に進む。ステップST2では、電力計測装置10が、消費電力W1と閾値Wthとを比較し、消費電力W1が閾値Wthを超えたか否かを判断する。閾値Wthは、MR装置100の消費電力として許容されている値を表している。消費電力W1が閾値Wthを超えていないと判断された場合、ステップST1に戻る。一方、消費電力W1が閾値Wthを超えたと判断された場合、ステップST3に進む。ここでは、消費電力W1は閾値Wthを超えていないので、ステップST1に戻る。そして、再び、消費電力Wを計算する。図4では、スキャンSC1の間時間t1~t2は、消費電力Wは閾値Wthを超えていないので、ステップST1およびステップST2のループが繰り返し実行される。また、スキャンSC1が終了した後の時間t2~t3の間も、消費電力Wは閾値Wthを超えていないので、ステップST1およびステップST2のループが繰り返し実行される。しかし、次のスキャンSC2が開始されると開始時点t3、消費電力Wは増加し、閾値Wthを超える。したがって、電力計測装置10は、消費電力Wが閾値Wthを超えたと判断し、ステップST3に進む。ステップST3では、電力計測装置10は、中央処理装置11に、消費電力Wが閾値Wthを超えたことを知らせる。そして、ステップST4に進む。ステップST4では、中央処理装置11の消費電力算出手段11A図1参照が、スキャンSC2においてパルスシーケンスPS2を実行したときに消費される勾配コイル23の消費電力Wgを計算する。勾配コイル23の消費電力Wgを計算したら、ステップST5に進む。ステップST5では、MR装置100の消費電力Wを閾値Wthよりも小さくするための処理が行われる。以下に、この処理の手順の一例について説明する。調整手段11B図1参照は、先ず、スキャンSC2で使用されるパルスシーケンスPS2に基づいて、スキャンSC2におけるMR装置100の消費電力Wを計算する。そして、調整手段11Bは、MR装置100の消費電力Wを閾値Wthよりも小さくするには、ステップST4で計算された勾配コイル23の消費電力Wgをどれだけ削減すればよいかを計算する。次に、調整手段11Bは、計算した勾配コイル23の消費電力の削減量に基づいて、MR装置100の消費電力Wが閾値Wthよりも小さくなるように、パルスシーケンスPS2図2参照を調整する。以下に、パルスシーケンスPS2の調整方法の一例について説明する。図5は、パルスシーケンスPS2の調整方法の一例の説明図である。図5aは、調整前のパルスシーケンスPS2を示す図、図5bは、調整後のパルスシーケンスPS2を示す図である。調整手段11Bは、パルスシーケンスPS2の勾配パルスGfの高さHおよび幅Wを調整する。図5bには、調整前の勾配パルスGfを破線で示し、調整後の勾配パルスGf′を実線で示してある。図5bに示すように、調整前の勾配パルスGfの高さHをΔHだけ低くし、幅WをΔWだけ広げることによって、調整後の勾配パルスGf′が得られる。調整後の勾配パルスGf′の高さおよび幅は、それぞれ、符号H′およびW′で示されている。調整後の勾配パルスGf′の幅W′は広くなっているので、パルスシーケンスPS2の繰り返し時間TR2′も、ΔTRだけ長くなっている。尚、本形態では、調整後の勾配パルスGf′は、調整前の勾配パルスGfと同じ面積Sになるように調整されている。調整後の勾配パルスGf′の高さH′は、調整前の勾配パルスGfよりも、ΔHだけ低くなっているので、勾配コイル23に流れるコイル電流が低下する。したがって、勾配コイル23の消費電力Wgが低下するので、MR装置100の消費電力Wを低下させることができる。また、調整手段11Bは、調整後の勾配パルスGf′の幅W′を、調整前の勾配パルスGfよりもΔWだけ広くして、勾配パルスの面積がSのままで変化しないようにしている。したがって、調整後の勾配パルスGf′の中心時点t2でスピンを収束させることができる。本形態では、調整手段11Bは、MR装置100の消費電力Wが閾値Wthよりも小さくなるように、調整後の勾配パルスGf′の高さH′および幅W′を設定する。したがって、図4に示すように、時点t5において、MR装置100の消費電力Wを、閾値Wthよりも小さくすることができる。このように勾配パルスを調整し、スキャンを続行する。そして、ステップST6に進む。ステップST6では、被検体の撮影が終了したか否かを判断する。撮影が終了していない場合は、ステップST1に戻り、ステップST1~ST6を繰り返し実行する。一方、撮影が終了した場合は、フローを終了する。本形態では、勾配パルスの高さを小さくすることによって、MR装置100の消費電力を低減することができるので、省電力化を図ることができる。また、MR装置100は、時点t5以降も、MR装置100の消費電力Wを計測し続け、消費電力Wが閾値Wthを超えた場合は、図3に示すフローに従って、勾配パルスを調整する。したがって、スキャンSC2の間に、MR装置100の消費電力Wが再び閾値Wthを超えても、MR装置100の消費電力Wを閾値Wth以下に戻すことができる。尚、本形態では、MR装置100の消費電力Wが閾値Wthを超えた場合、勾配コイル23の消費電力を削減しているので、勾配コイル23に流れるコイル電流が小さくなり、この結果、勾配コイル23における発熱量が低下する。したがって、勾配コイル23の冷却に使用されるクーリング装置5の冷却能力を下げても、勾配コイル23を十分に冷却することが可能となる。そこで、勾配コイル23の消費電力だけでなく、クーリング装置5の消費電力を低下させてもよい。この場合、クーリング装置5の消費電力を下げることができるので、勾配コイル23の消費電力のみを下げる場合と比較して、勾配コイル23における消費電力の削減量が少なくて済む。したがって、勾配パルスの高さの減少分ΔH図5b参照を小さくすることができる。勾配パルスの高さの減少分ΔHを小さくすることができれば、勾配パルスの幅の増加分ΔW図5b参照を狭めることができるので、パルスシーケンスPS2の繰り返し時間の延長分ΔTRを短くすることができる。したがって、スキャン時間の延長を最小限に抑えることができる。また、本形態では、勾配コイル23の消費電力を削減しているが、勾配コイル23の消費電力を削減する代わりに、RFコイル24の消費電力を削減してもよいし、勾配コイル23の消費電力と、RFコイル24の消費電力との両方を削減してもよい。尚、本形態では、MR装置を取り上げて、消費電力を低下させる方法について説明しているが、本発明は、MR装置だけでなく、消費電力の大きい他の医用装置にも適用することができる。