傾斜磁場電源を制御することにより、連続した読み出し傾斜磁場パルスの印加を含むパルスシーケンスを実行するシーケンス制御部を備え、前記シーケンス制御部は、傾斜磁場アンプの出力電圧における段階的な低下に応じて前記傾斜磁場パルスの立ち上がり率が段階的に低減するように前記傾斜磁場電源を制御する、磁気共鳴イメージング装置。撮像条件の入力を受け付けると、受け付けた撮像条件に基づいて前記出力電圧における段階的な低下を予測し、予測した段階的な低下に応じた前記傾斜磁場パルスの波形を特定し、特定結果に従って指令信号を生成する指令信号生成部をさらに備え、前記シーケンス制御部は、生成された指令信号を用いて前記傾斜磁場電源を制御する、請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置。前記傾斜磁場アンプの出力電圧を計測する計測部をさらに備え、前記シーケンス制御部は、計測された出力電圧を受け付けると、該出力電圧に応じた前記傾斜磁場パルスの波形を特定し、特定結果に従って、前記傾斜磁場電源を制御する指令信号を変更し、変更後の指令信号を用いて前記傾斜磁場電源を制御する、請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置。前記シーケンス制御部は、1周期単位または複数周期単位で、前記傾斜磁場パルスの立ち上がり率が段階的に低減するように制御する、請求項1~3のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。前記シーケンス制御部は、RAMPサンプリングにより磁気共鳴エコー信号を収集する、請求項1~4のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。傾斜磁場電源を制御することにより、連続した読み出し傾斜磁場パルスの印加を含むパルスシーケンスを実行するシーケンス制御部を備え、前記シーケンス制御部は、前記パルスシーケンスの実行中に前記傾斜磁場パルスの立ち上がり率が変化するように前記傾斜磁場電源を制御する、磁気共鳴イメージング装置。前記シーケンス制御部は、1周期単位または複数周期単位で、前記傾斜磁場パルスの立ち上がり率が変化するように制御する、請求項6に記載の磁気共鳴イメージング装置。前記シーケンス制御部は、RAMPサンプリングにより磁気共鳴エコー信号を収集する、請求項6に記載の磁気共鳴イメージング装置。しかしながら、従来技術では、撮像条件の自由度が低くなるという課題があった。ひいては、分解能を上げられない、ETSEchoTrainSpacingが延長してしまう、エコー数が制約されてしまう等の課題も生じるおそれがあった。このようなことから、撮像条件の自由度を向上することが求められている。実施の形態のMRI装置は、傾斜磁場電源を制御することにより、連続した読み出し傾斜磁場パルスの印加を含むパルスシーケンスを実行するシーケンス制御部を備える。前記シーケンス制御部は、傾斜磁場アンプの出力電圧における段階的な低下に応じて前記傾斜磁場パルスの立ち上がり率が段階的に低減するように前記傾斜磁場電源を制御する。以下に、実施の形態に係るMRI装置の一例として、実施例1及び2に係るMRI装置100を説明する。[実施例1に係るMRI装置100の構成]まず、図1を用いて、実施例1に係るMRI装置100の構成を説明する。なお、以下では、まず、実施例1に係るMRI装置100の全体構成を簡単に説明し、その後、撮像条件の自由度を向上することに関連して実施例1に係るMRI装置100が特に備えた構成を中心に、詳細に説明する。図1は、実施例1に係るMRI装置100の構成を示す図である。図1に例示するように、実施例1に係るMRI装置100は、特に、静磁場磁石1と、傾斜磁場コイル2と、傾斜磁場電源3と、寝台4と、寝台制御部5と、送信コイル6と、送信部7と、受信コイル8と、受信部9と、シーケンス制御部10と、計算機システム20とを備える。静磁場磁石1は、中空の円筒形状に形成され、内部の空間に一様な静磁場を発生する。静磁場磁石1は、例えば、永久磁石、超伝導磁石等である。傾斜磁場コイル2は、中空の円筒形状に形成され、内部の空間に傾斜磁場を発生する。具体的には、傾斜磁場コイル2は、静磁場磁石1の内側に配置され、傾斜磁場電源3から電流の供給を受けて傾斜磁場を発生する。傾斜磁場電源3は、シーケンス制御部10から送信されたパルスシーケンス実行データ指令信号とも称するに従って、傾斜磁場コイル2に電流を供給する。また、図1に例示するように、傾斜磁場電源3は、傾斜磁場アンプ3aを有する。傾斜磁場アンプ3aは、傾斜磁場コイル2に供給する電流を増幅する。寝台4は、被検体Pが載置される天板4aを備え、天板4aを、被検体Pが載置された状態で傾斜磁場コイル2の空洞撮像口内へ挿入する。通常、寝台4は、長手方向が静磁場磁石1の中心軸と平行になるように設置される。寝台制御部5は、寝台4を駆動して、天板4aを長手方向及び上下方向へ移動する。送信コイル6は、RFRadioFrequency磁場を発生する。具体的には、送信コイル6は、傾斜磁場コイル2の内側に配置され、送信部7からRFパルスの供給を受けて、RF磁場を発生する。送信部7は、シーケンス制御部10から送信されたパルスシーケンス実行データに従って、共振周波数ラーモア周波数に対応するRFパルスを送信コイル6に印加する。受信コイル8は、MRエコー信号を受信する。具体的には、受信コイル8は、傾斜磁場コイル2の内側に配置され、高周波磁場の影響によって被検体Pから放射されるMRエコー信号を受信する。また、受信コイル8は、受信したMRエコー信号を受信部9に出力する。例えば、受信コイル8は、頭部用の受信コイル、脊椎用の受信コイル、腹部用の受信コイル等である。受信部9は、シーケンス制御部10から送信されたパルスシーケンス実行データに従って、受信コイル8から出力されたMRエコー信号に基づきMRエコー信号データを生成する。具体的には、受信部9は、受信コイル8から出力されたMRエコー信号をデジタル変換することによってMRエコー信号データを生成し、生成したMRエコー信号データをシーケンス制御部10を介して計算機システム20に送信する。なお、受信部9は、静磁場磁石1や傾斜磁場コイル2などを備える架台装置側に備えられていてもよい。シーケンス制御部10は、傾斜磁場電源3、送信部7、及び受信部9を制御する。具体的には、シーケンス制御部10は、計算機システム20から送信されたパルスシーケンス実行データを、傾斜磁場電源3、送信部7、及び受信部9に送信することにより、傾斜磁場電源3、送信部7、及び受信部9を制御する。計算機システム20は、特に、インタフェース部21と、入力部22と、表示部23と、記憶部24と、画像再構成部25と、制御部26とを備える。インタフェース部21は、シーケンス制御部10に接続され、シーケンス制御部10と計算機システム20との間で送受信されるデータの入出力を制御する。入力部22は、撮像条件の入力等を操作者から受け付ける。例えば、入力部22は、マウスやトラックボール等のポインティングデバイス、モード切替スイッチ等の選択デバイス、あるいはキーボード等の入力デバイスである。表示部23は、撮像条件を入力するためのGUIGraphicalUserInterfaceや、再構成されたMR画像等を表示する。例えば、表示部23は、液晶表示器等の表示デバイスである。記憶部24は、MR画像や、MRI装置100において用いられるその他のデータ等を記憶する。例えば、記憶部24は、RAMRandomAccessMemory、フラッシュメモリflashmemory等の半導体メモリ素子、又は、ハードディスク、光ディスク等である。画像再構成部25は、MR画像を再構成する。具体的には、画像再構成部25は、受信部9から送信されたMRIエコー信号データをk空間に配置し、フーリエ変換を行う等することにより、MR画像を再構成する。制御部26は、上記各部を制御することによってMRI装置100を総括的に制御する。例えば、制御部26は、ASICApplicationSpecificIntegratedCircuitやFPGAFieldProgrammableGateArray等の集積回路、または、CPUCentralProcessingUnitやMPUMicroProcessingUnit等の電子回路である。さて、このような構成のもと、実施例1に係るMRI装置100は、例えばEPIシーケンス等を実行する場合に、傾斜磁場アンプ3aの出力電圧における段階的な低下に応じて傾斜磁場パルスの立ち上がり率が段階的に低減するように制御する。以下、この制御について説明する。図2は、EPIシーケンスを説明するための図である。実施例1に係るシーケンス制御部10は、図2に例示するEPIシーケンスを実行する。図2に例示するGX、GY、及びGZは、それぞれ、傾斜磁場電源3が有するX軸傾斜磁場電源3X、Y軸傾斜磁場電源3Y、及びZ軸傾斜磁場電源3Zに対応する。また、図2に例示する出力電圧aは、傾斜磁場アンプ3aの出力電圧を示す。ここで、図2に例示するように、EPIシーケンスは、1ショット内に、連続した読み出し傾斜磁場パルスの印加符号bを参照を含む。また、この連続した読み出し傾斜磁場パルスの印加は、高速スイッチングを伴い、波高値もそれほど低くはない。このようなパルスシーケンスにおいては、傾斜磁場アンプ3aに高い負荷がかかるため、傾斜磁場アンプ3aの出力電圧aは、図2に例示するように、段階的に低下してしまうことがある。そこで、実施例1に係るシーケンス制御部10は、傾斜磁場アンプ3aの出力電圧における段階的な低下に応じて傾斜磁場パルスのスルーレート傾斜磁場の単位時間あたりの変化量が段階的に低減するように、傾斜磁場電源3を制御する。図2に例示するように、シーケンス制御部10によって実行されるEPIシーケンスにおいて、連続周期で印加される傾斜磁場パルス符号bの波形は、そのスルーレートが段階的に低減していることがわかる。なお、説明の便宜上、図2においては波形の変化を強調して示した。図3は、スルーレートの低減を説明するための図である。図3のA及びBは、傾斜磁場パルスのスルーレートが低減される様子を示す。すなわち、図3のAに例示する傾斜磁場パルスの波形と、図3のBに例示する傾斜磁場パルスの波形とを比較すると、図3のBに例示する傾斜磁場パルスの波形の方が、その立ち上がり勾配が緩やかである。また、実施例1に係るシーケンス制御部10は、図2に例示したように、リードアウト毎に、徐々に立ち上がり勾配が緩やかになるように傾斜磁場電源3を制御する。なお、実施例1においては、リードアウト毎に立ち上がり勾配を緩やかにする手法を説明するが、開示の技術はこれに限られるものではなく、例えば、複数リードアウトの単位で徐々に立ち上がり勾配を緩やかにする手法であってもよい。例えば、連続した読み出し傾斜磁場パルスを例えば3つのグループに分類し、グループ毎に、徐々に低減するスルーレートを割り当ててもよい。また、図3に例示するSampling開始及びSampling終了からもわかるように、実施例1に係るシーケンス制御部10は、RAMPサンプリングによるMRエコー信号の収集を想定する。傾斜磁場パルスが立ち上がってからサンプリングを開始する手法もあるが、RAMPサンプリングは、傾斜磁場パルスの立ち上がりを待たずにサンプリングを開始する手法である。立ち上がり中に収集されたMRエコー信号と、立ち上がってから収集されたMRエコー信号との比は、変動的になるVariableRampSamplingRate。また、図2に例示するEPIシーケンスにおいては、傾斜磁場パルスの立ち上がり勾配が徐々に緩やかになるので、仮にRAMPサンプリングを採用しない場合には、サンプリング時間が変動的になると考えられる。この点、RAMPサンプリングを採用する場合には、サンプリング時間は一定になる。なお、開示の技術はRAMPサンプリングに限られるものではなく、傾斜磁場パルスが立ち上がってからサンプリングを開始する手法であってもよい。次に、このように収集されたMRエコー信号と再構成されたMR画像との関係を説明する。図4Aは、収集されたMRエコー信号と再構成されたMR画像との関係を説明するための図である。図4AのAに例示するように、受信部9によって生成されたMRエコー信号データは、計算機システム20の画像再構成部25によってk空間に配置される。また、図4AのBに例示するように、画像再構成部25は、k空間に配置されたMRエコー信号データに対してリグリッディングを行う。ここで、図3のAとBとで比較したように、傾斜磁場パルスの双方において、サンプリングするポイント数は同じである。しかしながら、傾斜磁場パルスの立ち上がり勾配が相違するので、傾斜磁場の面積は相違する。面積が相違するということは、結局、リグリッディングの結果得られる有効データが相違するということである。図4Aに戻り、リグリッディングされたBを参照すると、上から下に向けて、有効データの領域aが徐々に減少し、無効データの領域bが徐々に増えていることがわかる。なお、EPIシーケンスによって収集されたMRエコー信号データの時間軸方向は、図4AのBにおいて上から下に向かう方向である。このように、実施例1に係るEPIシーケンスにおいては、傾斜磁場パルスの立ち上がり勾配が徐々に緩やかになる結果、図4AのBに例示するように、有効データが徐々に減少することになるが、スルーレートが最も低くなる状態に合わせて撮像条件が設計されていた場合のパルスシーケンスに比較すると、有効データは増えているのであり、MR画像の画質向上にも寄与すると考えられる。なお、図4AのCは、再構成後のMR画像を例示するものである。ここで、図4B及び図4Cを用いて、RAMPサンプリングによるMRエコー信号の収集について更に詳細に説明する。図4B及び図4Cは、RAMPサンプリングによるMRエコー信号の収集を説明するための図である。RAMPサンプリングは、上述したように、傾斜磁場パルスの立ち上がりを待たずにサンプリングを開始する手法であるが、RAMPサンプリングにも、2つの方式がある。図4Bに示すように、ADCAnalogDigitalConverterによるサンプリングのピッチpitch幅を固定する方式以下、ピッチ幅固定方式、及び、図4Cに示すように、サンプリングのピッチ幅を可変にする方式以下、ピッチ幅可変方式である。まず、ピッチ幅固定方式の場合、ピッチ幅は、図4Bに示すように、サンプリング時間中、一定である。図4Bに示す例の場合、そのピッチ幅は、例えば4である。図3の説明において、図3のAとBとでサンプリングするポイント数は同じであると説明したが、これはピッチ幅固定方式の場合である。すなわち、ピッチ幅固定方式の場合には、傾斜磁場パルス立ち上がり中、傾斜磁場パルスの面積が、例えば1サンプリング毎に相違することになり、上述したリグリッディングが必要になる。このような場合、画像の再構成を行う画像再構成部25は、傾斜磁場パルスのスルーレートの段階的な低減に応じて、リグリッディングのための係数を変化させなければならない。このため、後述するようにパルスシーケンス実行データは計算機システム20の制御部26によって事前に生成されるが例えば制御部26は、事前に生成したパルスシーケンス実行データからリグリッディングのための係数も計算し、計算した係数を、事前に画像再構成部25に通知する。すると、画像再構成部25は、制御部26から通知された係数を用いて、k空間に配置されたMRエコー信号データに対するリグリッディングを行う。一方、ピッチ幅可変方式の場合、ピッチ幅は、図4Cに示すように、傾斜磁場パルスが立ち上がった後は一定であるが、傾斜磁場パルスの立ち上がり中は変動的である。図4Cに示す例の場合、そのピッチ幅は、例えば10、8、6などと変動する。この場合、傾斜磁場パルスのスルーレートの段階的な低減に応じて、サンプリングするポイント数は段階的に減少する。すなわち、ピッチ幅可変方式の場合には、傾斜磁場パルスの面積が一定となるようにピッチ幅が調整されるので、反対に、ポイント数は減少することになる。すると、ピッチ幅可変方式の場合には、収集されたデータの数は減少するが、図4AのBに示すような有効データの領域の減少は生じず、画像再構成部25によるリグリッディングも不要となる。もっとも、このような場合は、MRエコー信号を受信する受信部9は、傾斜磁場パルスのスルーレートの段階的な低減に応じて、ADCのピッチ幅を変化させなければならない。このため、例えば制御部26は、事前に生成したパルスシーケンス実行データから適切なピッチ幅も計算し、計算したピッチ幅を、シーケンス制御部10を介して事前に受信部9に通知する。すると、受信部9は、通知されたピッチ幅を用いて、MRエコー信号をデジタル変換する。なお、リグリッディングのための係数の計算やピッチ幅の計算は、制御部26が行う構成に限られるものではない。例えば、画像再構成部25や受信部9が計算する構成であってもよく、運用の形態に応じて任意に変更することが可能である。さて、これまで、実施例1に係るシーケンス制御部10によって実行されるEPIシーケンスを説明してきたが、実施例1において、このようなEPIシーケンスを実行するパルスシーケンス実行データは、計算機システム20の制御部26によって事前に生成されるものである。図5は、実施例1に係るパルスシーケンス実行データ生成処理の処理手順を示すフローチャートである。図5に例示するように、制御部26は、MRI装置100の操作者によって撮像条件の入力を受け付けたか否かを判定するステップS101。撮像条件の入力を受け付けたと判定するとステップS101肯定、制御部26は、受け付けた撮像条件に基づいて、傾斜磁場アンプ3aの出力電圧における段階的な低下を予測するステップS102。例えば、計算機システム20は、予め実験や実測をする等して、撮像条件と出力電圧の低下傾向出力電圧の挙動との相関関係を示す情報を取得し、記憶部24に記憶しておく。すると、制御部26は、受け付けた撮像条件を用いて記憶部24に記憶されたこの情報を参照し、撮像条件に対応付けて記憶されている出力電圧の低下傾向を取得する。そして、制御部26は、取得した低下傾向を予測結果とする。次に、制御部26は、出力電圧に応じた傾斜磁場パルスの波形を特定するステップS103。例えば、制御部26は、ステップS102において予測した低下傾向に応じた立ち上がり勾配を所定の数式を用いて算出し、出力電圧と、算出した立ち上がり勾配との対応づけを行うことにより、出力電圧に応じた傾斜磁場パルスの波形を特定する。出力電圧は段階的に低下するので、傾斜磁場パルスの波形も段階的な低下に合わせて複数特定される。そして、制御部26は、ステップS103において特定した傾斜磁場パルスの波形が反映されるように、パルスシーケンス実行データを生成するステップS104。その後、シーケンス制御部10が、このように生成されたパルスシーケンス実行データを実行することにより、図2に例示したEPIシーケンスが実行されることになる。[実施例1の効果]上述したように、実施例1に係るMRI装置100は、パルスシーケンス実行データを用いて傾斜磁場電源3を制御することにより、連続した読み出し傾斜磁場パルスの印加を含むパルスシーケンスを実行するシーケンス制御部10を備える。シーケンス制御部10は、傾斜磁場アンプ3aの出力電圧における段階的な低下に応じて傾斜磁場パルスの立ち上がり率が段階的に低減するように制御する。具体的には、実施例1に係るMRI装置100において、制御部26は、撮像条件の入力を受け付けると、受け付けた撮像条件に基づいて出力電圧における段階的な低下を予測し、予測した段階的な低下に応じた傾斜磁場パルスの波形を特定し、特定結果に従ってパルスシーケンス実行データを生成する。シーケンス制御部10は、生成されたパルスシーケンス実行データを用いて傾斜磁場電源3を制御する。このようなことから、実施例1によれば、撮像条件の自由度を向上することが可能になる。ひいては、分解能の向上、ETSの延長を防止することによる歪み磁化率アーチファクトの低減、エコー数の制約防止等の効果も奏する。さて、実施例1において、EPIシーケンスを実行するパルスシーケンス実行データは、計算機システム20の制御部26によって事前に生成されるものであり、事前に生成したパルスシーケンス実行データをそのまま傾斜磁場電源3の制御に用いるものであった。これに対し、実施例2において、EPIシーケンスを実行するパルスシーケンス実行データは、撮像中、動的に変更されるものである。図6は、実施例2に係るパルスシーケンス実行データ変更の概要を説明するための図である。図6に例示するように、実施例2に係る傾斜磁場アンプ3aは、出力電圧をモニタリングにより計測し、電圧計測データを、シーケンス制御部10にフィードバックする。シーケンス制御部10は、計算機システム20から送信されたパルスシーケンス実行データを傾斜磁場電源3に送信することにより傾斜磁場電源3を制御する。もっとも、実施例2に係るシーケンス制御部10は、電圧計測データのフィードバックを受け取ると、受け取った電圧計測データが示す出力電圧に応じた立ち上がり勾配を算出し、算出結果に従ってパルスシーケンス実行データの該当部分を変更する。そして、シーケンス制御部10は、変更後のパルスシーケンス実行データを傾斜磁場電源3に送信する。図7は、実施例2に係るパルスシーケンス実行データ変更処理の処理手順を示すフローチャートである。図7に例示するように、シーケンス制御部10は、傾斜磁場アンプ3aから電圧計測データの入力を受け付けたか否かを判定するステップS201。電圧計測データの入力を受け付けたと判定するとステップS201肯定、シーケンス制御部10は、受け付けた電圧計測データに基づいて、出力電圧に応じた傾斜磁場パルスの波形を特定するステップS202。そして、シーケンス制御部10は、計算機システム20から送信されたパルスシーケンス実行データのうち該当部分を変更しステップS203、変更後のパルスシーケンス実行データを傾斜磁場電源3に送信するステップS204。ここで、実施例2においては、フィードバックにより受け付けた電圧計測データに基づいて出力電圧に応じた傾斜磁場パルスの波形を特定する手法であるので、パルスシーケンス実行データの一部、すなわち現に実行しようとしているタイミングに該当する部分のみが、変更の対象となる。言い換えると、シーケンス制御部10は、計算機システム20から一連のパルスシーケンス実行データ全てを受け取るが、その後、シーケンス制御部10から傾斜磁場電源3に向けて送信される変更後のパルスシーケンス実行データは、現に実行しようとしているタイミングに該当する部分のみのパルスシーケンス実行データである。実施例2に係るシーケンス制御部10は、ステップS201~204の処理を繰り返し行う。ここで、実施例1で述べたように、RAMPサンプリングによりMRエコー信号を収集する場合、傾斜磁場パルスのスルーレートの段階的な低減に応じて、ピッチ幅固定方式であればリグリッディング係数を変化させ、ピッチ幅可変方式であればピッチ幅を変化させる必要がある。そこで、実施例2のように、シーケンス制御部10が、電圧計測データのフィードバックに基づいてパルスシーケンス実行データの該当部分を変更する場合、例えば、シーケンス制御部10が、この変更後のパルスシーケンス実行データの情報を制御部26に通知し、制御部26が、通知された情報に基づいてリグリッディングのための係数を計算し、計算した係数を画像再構成部25に通知すればよい。また、例えば、シーケンス制御部10が、ピッチ幅を計算し、計算したピッチ幅を受信部9に通知すればよい。なお、リグリッディングのための係数の計算やピッチ幅の計算は、制御部26やシーケンス制御部10が行う構成に限られるものではない。例えば、画像再構成部25や受信部9が計算する構成であってもよく、運用の形態に応じて任意に変更することが可能である。[実施例2の効果]上述したように、実施例2に係るMRI装置100は、パルスシーケンス実行データを用いて傾斜磁場電源3を制御することにより、連続した読み出し傾斜磁場パルスの印加を含むパルスシーケンスを実行するシーケンス制御部10を備える。シーケンス制御部10は、傾斜磁場アンプ3aの出力電圧における段階的な低下に応じて傾斜磁場パルスの立ち上がり率が段階的に低減するように制御する。具体的には、実施例2に係るMRI装置100において、傾斜磁場電源3は、傾斜磁場アンプ3aの出力電圧をモニタリングにより計測し、計測結果をシーケンス制御部10にフィードバックする。そして、シーケンス制御部10は、計測された出力電圧を受け付けると、出力電圧に応じた傾斜磁場パルスの波形を特定し、特定結果に従ってパルスシーケンス実行データを変更し、変更後のパルスシーケンス実行データを用いて傾斜磁場電源3を制御する。このようなことから、実施例2によれば、実施例1と同様、撮像条件の自由度を向上することが可能になる。ひいては、実施例1と同様、分解能の向上、ETSの延長を防止することによる歪み磁化率アーチファクトの低減、エコー数の制約防止等の効果も奏する。また、実施例2によれば、様々な出力電圧特性を有する傾斜磁場アンプ3aとの組合せが可能になる。すなわち、スルーレートが最も低くなる状態に合わせて撮像条件が設計されていた従来の手法においては、出力電圧特性が良好な、高コストな傾斜磁場アンプ3aを利用することで、撮像条件を改善せざるを得ない状況があった。これに対し、実施例2によれば、利用できる傾斜磁場アンプ3aの幅が広がり、低コストな傾斜磁場アンプ3aを利用することも可能になる。また、実施例2によれば、傾斜磁場アンプ3aの個々の特性に合わせた最適化も可能になる。すなわち、実施例2の手法は、現に利用している傾斜磁場アンプ3aの出力電圧特性をリアルタイムフィードバックにより受け取り、これに合わせて最適な傾斜磁場パルスの波形を特定する手法であるので、傾斜磁場アンプ3aに、個体差、経年変化等による出力電圧特性のばらつきがあっても、最適な傾斜磁場パルスの波形でパルスシーケンスを実行することが可能になる。ひいては、MR画像の品質も安定化する。その他、本発明は、上記実施例以外にも、種々の異なる形態にて実施されてよいものである。[マルチショットのEPIシーケンス]上記実施例1及び2においては、シングルショットのEPIシーケンスを想定したが、開示の技術はこれに限られるものではなく、k空間全体のMRエコー信号を収集するために複数ショットを必要とするマルチショットのEPIシーケンスにも同様に適用することができる。この場合には、例えば、1ショットのEPIシーケンスが終了した後、MRI装置100は、傾斜磁場アンプ3aの出力電圧の回復を待機し、その後、次のショットのEPIシーケンスを実行する。また、EPIシーケンスに限られず、連続した読み出し傾斜磁場パルスの印加を含むパルスシーケンスであって、傾斜磁場アンプの出力電圧低下が課題となり得るパルスシーケンスであれば、開示の技術を有効に適用することができる。[SSSingleShotSESpinEchoEPIを用いたDWIDiffusionWeightedImageシーケンス]また、開示の技術は、図8に例示するように、SSSEEPIを用いたDWIシーケンスにも適用することができる。図8は、実施例3に係るEPIシーケンスを説明するための図であり、図9は、収集されたMRエコー信号を説明するための図である。図8に例示するシングルショットのSEEPIシーケンスでは、k空間の中心に配置されるMRエコー信号を0PhaseEncodeとし図9を参照、そこまでの時間をTETimeOfEchoとしている。かかるEPIシーケンスにおいては、TE付近のサンプリングデータを増やすことが望ましい。このため、MRI装置100は、かかるEPIシーケンスを実行する場合に、0PhaseEncodeよりも前においては、傾斜磁場パルスの立ち上がり率を抑えるように制御してもよいスルーレートを落とすように制御してもよい。この結果、傾斜磁場アンプ3aの出力電圧の低下を防ぐことができる。そして、MRI装置100は、TE付近において傾斜磁場パルスの立ち上がり率を上げ、有効データが増えるように制御する。その後は、実施例1や実施例2と同様、徐々に立ち上がり勾配が緩やかになるように傾斜磁場電源3を制御すればよい。ここで、MRエコー信号データの収集方法には、k空間中、一部の位相エンコードのラインについてMRエコー信号データを収集せず、MRエコー信号データが収集されなかったk空間にゼロを埋める収集方法以下、ゼロフィル法と、k空間の半分下半分あるいは上半分よりも少し多くMRエコー信号データを収集し、エルミート共役などと称される数学的性質を用いて残りのMRエコー信号データを推測する収集方法以下、ハーフフーリエ法とがある。図8及び図9に示した例は、ゼロフィル法に該当する。MRI装置100は、低周波成分寄りのラインからMRエコー信号データの収集を開始し、k空間の途中まではゼロを埋める図9において0fill。ハーフフーリエ法の場合、MRI装置100は、更に低周波成分寄りのラインからMRエコー信号データの収集を開始することになる。開示の技術は、このゼロフィル法によってMRエコー信号データを収集する場合にも、ハーフフーリエ法によってMRエコー信号データを収集する場合にも同様に適用することができる。どちらの収集方法の場合にも、例えば、当初は、傾斜磁場パルスの立ち上がり率を抑えるように制御しスルーレートを落とすように制御し、その後、TE付近において傾斜磁場パルスの立ち上がり率を上げ、有効データが増えるように制御すればよい。さらに、その後は、徐々に傾斜磁場パルスの立ち上がり勾配が緩やかになるように傾斜磁場電源3を制御すればよい。なお、この場合、MRI装置100は、このように傾斜磁場パルスの立ち上がり率を変化させるパルスシーケンス実行データを生成するとともに、実施例1や実施例2で述べたように、必要なリグリッディング係数やピッチ幅を計算し、計算したリグリッディング係数やピッチ幅に基づいて、MRエコー信号データを収集する。このように、開示の技術は、傾斜磁場パルスの立ち上がり勾配が徐々に緩やかになるように傾斜磁場電源3を制御する場合に限られず、パルスシーケンスの実行中に傾斜磁場パルスの立ち上がり率が変化するように傾斜磁場電源3を制御すればよいものである。傾斜磁場パルスの立ち上がり率が変化するように傾斜磁場電源3を制御する例として、上述したマルチショットのEPIシーケンスを挙げることもできる。マルチショットのEPIシーケンスの場合、必ずしも高周波成分からシーケンシャルsequentialにk空間のMRエコー信号データを収集する必要はなく、高周波成分と低周波成分とをランダムrandomな順序で収集することができる。このような場合には、MRI装置100は、例えば、高周波成分又は低周波成分のMRエコー信号データを収集する場合には傾斜磁場パルスの立ち上がり率を緩やかにし、低周波成分又は高周波成分のMRエコー信号データを収集する場合には傾斜磁場パルスの立ち上がり率を上げるなど、傾斜磁場パルスの立ち上がり率を適宜変化させてもよい。傾斜磁場パルスの立ち上がり率を緩やかにした場合には、傾斜磁場アンプ3aの出力電圧の低下を防ぐことができるので、このように傾斜磁場パルスの立ち上がり率を適宜変化させることで、傾斜磁場アンプ3aの出力電圧を有効に活用することができる。なお、この場合も、MRI装置100は、傾斜磁場パルスの立ち上がり率を変化させるパルスシーケンス実行データを生成するとともに、実施例1や実施例2で述べたように、必要なリグリッディング係数やピッチ幅を計算し、計算したリグリッディング係数やピッチ幅に基づいて、MRエコー信号データを収集する。本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。