"光源からの光が被検体に照射されることにより、前記被検体から発生する音響波を検出し、検出信号を出力する検出手段と、前記検出信号に基づいて、前記被検体の画像情報を取得する信号処理手段と、を有する被検体情報取得装置において、前記光は、第1の光と、前記第1の光とは波長の異なる第2の光と、を含み、前記信号処理手段は、前記第1の光が照射されることにより得られる第1のデータと、前記第2の光が照射されることにより得られる第2のデータと、の差を算出することを特徴とする被検体情報取得装置。前記第1のデータは、前記検出手段により得られた第1の検出信号であり、前記第2のデータは、前記検出手段により得られた第2の検出信号であることを特徴とする請求項1に記載の被検体情報取得装置。前記第1のデータは、前記検出手段により得られた第1の検出信号を画像再構成して得られた第1の画像情報であり、前記第2のデータは、前記検出手段により得られた第2の検出信号を画像再構成して得られた第2の画像情報であることを特徴とする請求項1に記載の被検体情報取得装置。前記信号処理手段は、前記第1のデータと前記第2のデータとを規格化した後に、前記第1のデータと前記第2のデータとの差を算出することを特徴とする請求項1から3のいずれか1項に記載の被検体情報取得装置。前記第1の光の照射による、前記被検体の内部にある光吸収体に対応する検出信号の強度と、前記被検体の表面部に対応する検出信号の強度と、の比である第1の比が、前記第2の光の照射による、前記被検体の内部にある光吸収体に対応する検出信号の強度と、前記被検体の表面部に対応する検出信号の強度と、の比である第2の比よりも小さいことを特徴とする請求項1から4のいずれか1項に記載の被検体情報取得装置。前記第1の光の波長は、以下のaからcのうち少なくとも1つの条件を満たすことを特徴とする請求項1から5のいずれか1項に記載の被検体情報取得装置。a前記第2の光の波長における前記被検体の表面部の吸収係数より、前記被検体の表面部の吸収係数が大きい波長b前記第2の光の波長における前記被検体の内部にある光吸収体の吸収係数より、前記被検体の内部にある光吸収体の吸収係数が小さい波長c前記第2の光の波長における前記被検体の有効減衰係数より、前記被検体の有効減衰係数が大きい波長前記第1の光の波長は、前記第2の光の波長より短いことを特徴とする請求項1から6のいずれか1項に記載の被検体情報取得装置。前記被検体の表面部は、前記第1の光の波長における吸収係数が前記第2の光の波長における吸収係数よりも大きい光吸収部材を有していることを特徴とする請求項1から7のいずれか1項に記載の被検体情報取得装置。波長の異なる第1の波長及び第2の波長を選択する工程と、前記第1の波長の光が前記被検体に照射されることにより得られる第1のデータを取得する工程と、前記第2の波長の光が前記被検体に照射されることにより得られる第2のデータを取得する工程と、前記第1のデータと前記第2のデータとの差を算出する工程と、を有することを特徴とする被検体情報取得方法。前記第1のデータと前記第2のデータとを規格化する工程を行った後に、前記第1のデータと前記第2のデータとの差を算出する工程を行うことを特徴とする請求項9に記載の被検体情報取得装置。前記第1の波長の光の照射による、前記被検体の内部にある光吸収体に対応する検出信号の強度と、前記被検体の表面部に対応する検出信号の強度と、の比である第1の比が、前記第2の波長の光の照射による、前記被検体の内部にある光吸収体に対応する検出信号の強度と、前記被検体の表面部に対応する検出信号の強度と、の比である第2の比よりも小さくなる前記第1の波長及び前記第2の波長を選択することを特徴とする請求項9または10に記載の被検体情報取得方法。前記第1の波長を、以下のaからcのうち少なくとも1つの条件を満たすように選択する請求項9から11のいずれか1項に記載の被検体情報取得方法。a前記第2の波長における前記被検体の表面の吸収係数より、前記被検体の表面の吸収係数が大きい波長b前記第2の波長における前記被検体の内部にある光吸収体の吸収係数より、前記被検体の内部にある光吸収体の吸収係数が小さい波長c前記第2の波長における前記被検体の有効減衰係数より、前記被検体の有効減衰係数が大きい波長コンピュータに、請求項9から12のいずれか1項に記載の被検体情報取得方法を実行させるプログラム。特許文献1においては、予め音響波の発生場所及びその多重反射の場所が分かっているので、その不要な信号を低減できる。しかしながら、光音響イメージングにおいて、被検体表面で発生する音響波は、その被検体の正確な形状が分からなければ、どこでどのように発生するかを予測することは困難である。そこで、本発明は、音響波の発生場所およびその多重反射の場所があらかじめ予測することが困難な光音響イメージングにおいても、不要な信号を低減し、アーティファクトの少ない画像を得ることのできる被検体情報取得装置及び被検体情報取得方法を提供することを目的とする。本発明の被検体情報取得装置は、光源からの光が被検体に照射されることにより、前記被検体から発生する音響波を検出し、検出信号を出力する検出手段と、前記検出信号に基づいて、前記被検体の画像情報を取得する信号処理手段と、を有する被検体情報取得装置において、前記光は、第1の光と、前記第1の光とは波長の異なる第2の光と、を含み、前記信号処理手段は、前記第1の光が照射されることにより得られる第1のデータと、前記第2の光が照射されることにより得られる第2のデータと、の差を算出する。本発明によれば、音響波の発生場所およびその多重反射の場所があらかじめ予測することが困難な光音響イメージングにおいても、不要な信号を低減し、アーティファクトの少ない画像を得ることのできる被検体情報取得装置及び被検体情報取得方法を提供するができる。第1の実施形態以下、図面を参照しつつ本実施形態をより詳細に説明する。なお、同一の構成要素には原則として同一の参照番号を付して、説明を省略する。基本的構成図1を参照しながら本実施形態にかかる被検体情報取得装置の構成を説明する。本実施形態の被検体情報取得装置は、被検体の内部の光学特性値情報を画像化する装置である。なお、光学特性値情報とは、一般的には、初期音圧分布、光吸収エネルギー密度分布あるいは吸収係数分布のことを示す。本実施形態の被検体情報取得装置は、基本的なハード構成として、光源11、音響波の検出手段としての音響波検出器17、信号処理部19を有する。光源11から発せられたパルス光12は、例えば、レンズ、ミラー、光ファイバ、拡散板などの光学系13により所望の光分布形状に加工されながら導かれ、生体などの被検体15に照射される。被検体15の内部を伝播した光のエネルギーの一部が血管などの光吸収体結果的に音源となる14に吸収されると、その光吸収体14の熱膨張により音響波16aが発生する。一方、被検体表面22に設けられた光吸収部材23においても同様に光吸収が起こり、音響波16bが発生する。音響波16a,16bは光音響波と呼ばれることもある。音響波16a,bは音響波検出器17により検出され、検出信号を出力し、信号収集器18で増幅やデジタル変換された後、信号処理器19で所定の処理を行い、最終的に被検体の画像情報光学特性値情報に変換され、表示装置20に表示される。本明細書において、検出信号とは、信号収集器で加工された信号も含むものである。なお、上記では、光吸収部材23として、被検体の組成とは異なる部材を設けた例を示したが、被検体表面22を構成する組織自体を光吸収部材23として用いてもよい。すなわち、本願明細書においては、被検体表面部とは、光吸収部材が被検体表面に設けられている場合と、被検体表面自体を光吸収部材とする場合の両方が含まれる。波長選択方法本実施形態では、光源からの光として、互いに異なる波長の光である第1の波長の光第1の光及び第2の波長の光第2の光を用いる。このとき、第1の光を照射する場合と第2の光を照射する場合とでは、被検体表面部に対応する検出信号の相対的な形状は変わらないとする。この場合、第1の光による検出信号と第2の光による検出信号との差を算出することにより、被検体表面部に対応する検出信号を低減することができる。このとき、光吸収体14に対応する検出信号の符号が反転する場合もあるが、例えば、得られた光学特性値において絶対値をとれば、被検体内部にある光吸収体をイメージングすることができる。以下、第1の光及び第2の光について、より詳細に説明する。第1の光の照射による被検体内部にある光吸収体14に対応する検出信号の強度と、被検体表面部に対応する検出信号の強度と、の比である第1の比が、前記第2の光の照射による被検体内部にある光吸収体14に対応する検出信号の強度と、被検体表面部に対応する検出信号の強度と、の比である第2の比よりも小さくなるように第1の波長λ1及び第2の波長λ2を選択することが好ましい。このような波長を選択すると、第2の光における被検体内部にある光吸収体14に対応する検出信号の強度が、その他の検出信号と比べ相対的に大きくなる。よって、第1の光における検出信号をリファレンス光として、第2の光における検出信号と第1の光における検出信号との差を算出することにより、主に第2の光における被検体表面部に対応する検出信号を低減し、かつ第2の光における光吸収体に対応する検出信号を符号が反転することなく取得することができる。また、第1の比と第2の比の関係は式1より次のように表すことができる。ここで、μaは吸収係数を、Φは光量である。また、上付き添え字のaは被検体内部にある光吸収体14に関するパラメータであることを示し、sは被検体表面部に関するパラメータであること示す。また、光量Φは、1次元モデルで考えると、次の式で表すことができる。ここで、Φ0は被検体表面部での光量を、μeffは被検体の有効減衰係数を、dは光照射領域である被検体表面部から任意の光吸収体位置までの距離である。ここで、有効減衰係数とは、被検体内部における単位長さ当たりの平均的な光の減衰を表したものである。簡単のために、照射条件を第1の波長、第2の波長において一定と仮定すると、被検体表面部での光量Φ0は第1の波長、第2の波長において一定となる。以上のことを考慮すると、式2は次の式で表すことができる。式4より、第1の波長及び第2の波長は、被検体表面部の吸収係数、光吸収体14の吸収係数、被検体15の有効減衰係数の観点から選択されることが望ましいことが理解される。すなわち、第1の波長における被検体表面部の吸収係数が、第2の波長における被検体表面部の吸収係数より大きいことが好ましい。また、さらに、第1の波長における光吸収体14の吸収係数が、第2の波長における光吸収体14の吸収係数より小さいことが好ましい。また、さらに、第1の波長における被検体15の有効減衰係数が、第2の波長における被検体の有効減衰係数より大きいことが好ましい。なお、有効減衰係数の観点で波長を選択する場合、被検体15より取得した有効減衰係数スペクトルから、第1の波長及び第2の波長を選択することが好ましい。また、この有効減衰係数スペクトルを取得するための有効減衰係数スペクトル取得装置を本実施形態の被検体情報取得装置に設けてもよい。なお、波長を選択する手段としては、図示しない波長選択装置が被検体の吸収係数、有効減衰係数のデータをもとに2つの波長を選択してもよい。あるいは、波長選択装置が被検体の吸収係数、有効減衰係数のデータを表示し、術者が表示されたデータをもとに2つの波長を選択してもよい。また、皮膚の最表面である表皮においては、主にメラニンによって光が吸収される。すなわち、表皮の吸収係数は、メラニンの吸収係数に依存すると仮定することができる。ここで、メラニンの吸収係数の波長依存性の式を以下に示す。式5より、表皮においては、典型的には波長が短波長方向に向かうにつれて吸収係数が大きくなっていくことが理解できる。すなわち、第1の波長における被検体表面部の吸収係数を第2の波長における被検体表面部の吸収係数より大きくするためには、第1の波長を第2の波長より短くすることが好ましい。さらに、典型的な被検体内の光学特性、すなわち被検体内での光の減衰を考慮すると、第1の波長を400~600nm程度、第2の波長を600~1200nm程度とするとよい。ただし、この傾向は被検体の主成分の濃度、つまり、生体ごとに変化するため、厳密に600nmで切り分けられるものではない。そのため、大まかには500~700nm付近のどこかで、第1の波長と第2の波長とを分離することが望ましい。また、被検体表面自体とは異なる特定の波長を吸収する光吸収部材23を有する場合には、その特定の波長近傍の波長を第1の波長として選択することが好ましい。被検体情報取得方法次に、信号処理部19が行う処理について説明する。ここでは、図2、3、4も参照しつつ説明する。以下の番号は図2における処理の番号と一致する。まず図2を用い、信号処理部19における処理の概要を説明する。処理1S201:第1の光を照射して、第1のデータを取得する工程まず、図1に示された光源11から第1の波長の光第1の光を被検体15に照射することで、第1のデータとして、音響波検出器17で検出される第1の検出信号P1tを取得し、信号処理部19内のメモリに保存する。ここで、取得された第1の検出信号P1tについて説明する。図3aは、この工程でPC内のメモリに保存された特定の検出素子で検出された第1の検出信号P1tの一例である。図3aにおいて横軸は検出時間で、光照射した時刻をゼロとしている。また、縦軸は音響波検出器17で検出された音圧に比例した値である。図1において第1の波長λ1を選択した場合は、被検体表面部22での光吸収によって発生した音響波16bを主に検出する。ここで、時刻tbとは、音響波検出器17と光照射面である被検体表面部との最短距離dbを被検体内での音響波の平均音速で割ったものである。また、上記では、第1の検出信号P1tを第1のデータとしたが、第1の検出信号P1tを用いて、画像再構成処理を行い取得した第1の画像情報T1rを第1のデータとしてもよい。この場合、第1の検出信号P1tを用いて、画像再構成処理を行い、被検体の光学特性値分布に関連した第1の画像情報T1rを形成し、信号処理部19であるPC内のメモリに保存する。図4aは、第1の検出信号P1tの画像再構成により得られる第1の画像情報T1rの一例である。図中のコントラストの高い領域白い領域は、被検体表面部の画像Aと音響波の多重反射に起因するアーティファクトBであり、ここでは被検体内部にある光吸収体14は画像化されていない。処理2S202:第2の光を照射して、第2のデータを取得する工程次に、第2の波長の光第2の光を被検体15に照射することで、第2のデータとして、音響波検出器17で検出される第2の検出信号P2tを取得し、信号処理部19内のメモリに保存する。ここで、取得された第2の検出信号P2tについて説明する。図3bは、この工程で得られる特定の検出素子で検出された第2の検出信号P2tの一例である。図3bにおいては、横軸は検出時間で、縦軸は音響波検出器17で検出された音圧に比例した値である。この工程では、図1に示されているように、音響波検出器17と光照射面である被検体表面22との最短距離dbと被検体内部の光吸収体14と音響波検出器17との最短距離daがほぼ同じとなるような場合、図3bに示したように被検体表面部で発生する音響波16bと被検体内部にある光吸収体14から発生する音響波16aがほぼ同時刻に検出される。そのため、音響波検出器17で検出される検出信号は音響波16aと音響波16bとの重ね合わせとなる。図3bの信号では被検体内部にある光吸収体14から発生した音響波16aも検出したものだが、図3bと図3aの信号とを比較しても、大きな差は見られない。つまり、このような場合、図3bで示した検出信号からは被検体表面部で発生した音響波16bによる検出信号と被検体内部にある光吸収体14から発生した音響波16aによる検出信号とを区別することは困難である。また、上記では、第2の検出信号P2tを第2のデータとしたが、第2の検出信号P2tを用いて、画像再構成を行い取得した第2の画像情報T2rを第2のデータとしてもよい。この場合は、第2の検出信号P2tを用いて、画像再構成処理を行い、被検体の光学特性値分布に関連した第2の画像情報T2rを形成し、信号処理部19内のメモリに保存する。図4bは、第2の検出信号P2tの画像再構成により得られる第2の画像情報Trの一例である。図中のコントラストの高い領域白い領域は、被検体表面部の画像Aと音響波の多重反射に起因するアーティファクトB、被検体内部にある光吸収体14の画像Cである。ここで、図4aと図4bとを比較すると、図4bでは、図4aとは異なり被検体内部にある光吸収体14が画像化されている。処理3S203:第1のデータと第2のデータとの差を算出し、第3のデータを取得する工程次に、S201及びS202で信号処理部19内に保存された第1の検出信号P1tと第2の検出信号P2tを用いて、第3のデータとして、第3の検出信号P3tを取得する。例えば、P2tからP1tを減算した差分信号を算出することにより、P3tを取得する。ただし、条件によっては、第1の波長λ1と第2の波長λ2で得られる被検体表面部に対応する検出信号の強度が異なることがある。このような場合、第1の検出信号P1tと第2の検出信号P2tを規格化した後に、第1の検出信号と第2の検出信号との差を算出し、差分信号P3tを取得することが好ましい。このような規格化処理を行うことにより、第2の光による被検体表面部に対応する検出信号を大きく低減することができる。次の式は、以上の規格化処理の一例を表す式である。ここで、aは比例定数である。例えば、aは、P1t及びP2tの最大振幅が等しくなるような値や、P1t及びP2tの被検体表面部に対応する検出信号が等しくなるような値とすることなどが考えられる。なお、式6に示した規格化の例では、P1tに比例定数を掛けて規格化を行ったが、P2tに比例定数を掛けて規格化を行うことや、P1tとP2tの両方に比例定数を掛けて規格化を行うことをしてもよい。また、後述する画像情報を規格化する場合も、同様の規格化処理を行うことができる。このような処理を行うことで、例えば、図3cのような信号が得られる。図3によれば、第2の検出信号P2tから第1の検出信号P1tが減算された結果、被検体内部にある光吸収体14で発生した音響波16aに起因する信号が主に検出信号内に再現される。そのため、図3bでは区別できなかった被検体内部の光吸収体から発生した音響波16aに起因する検出信号を抽出できる。このようにS201及びS202で得られた第1の検出信号P1tと第2の検出信号P2tから新たな第3の検出信号P3tを取得することで、被検体表面部で発生した音響波16bに起因する検出信号を低減し、主に被検体内部にある光吸収体14から発生した音響波16aに起因する検出信号を抽出可能となる。ここで、時刻taとは、音響波検出器17と被検体内部にある光吸収体14との距離daを被検体内での音響波の平均音速で割ったものである。また、上記では、第3の検出信号P3tを第3のデータとしたが、第1の画像情報T1rと第2の画像情報T2rから得られた第3の画像情報T3rを第3のデータとしても良い。この場合、S201及びS202で得られた第1の画像情報T1rと第2の画像情報T2rとを用いて、第3のデータとしての第3の画像情報T3rを取得する。例えば、T2rからT1rを減算した差分の画像情報を算出することにより、T3rを取得する。ただし、条件によっては、第1の波長λ1と第2の波長λ2で得られる被検体表面部に対応する画像情報が異なることがある。このような場合、第1の画像情報T1rと第2の画像情報T2rとを規格化した後に、第1の画像情報と第2の画像情報との差を算出し、差分画像情報T3rを取得することが好ましい。ここで、画像情報とは、光学特性値や画像化したときの輝度などである。このような処理の結果、得られる画像情報の一例を図4cに示す。図中のコントラストの高い領域白い領域は、被検体内部にある光吸収体14の画像Cである。ここで図4bと図4cとを比較すると、図4cでは図4bとは異なり、被検体内部にある光吸収体14が主に画像化されている。このように処理1と2で得られた画像情報T1rとT2rから新たな画像情報T3rを作ることで、被検体表面部で発生した音響波16bに起因する画像A及び音響波の多重反射に起因するアーティファクトBを低減し、主に被検体内部の光吸収体14から発生した音響波16aに起因する画像Cを抽出可能となる。また、処理1と処理2の工程の順序は、適宜選択することができる。処理4S204:第3のデータを用いて画像情報を形成する工程第1のデータ及び第2のデータが、第1の検出信号P1t及び第2の検出信号P2tである場合、S203で得られた第3のデータとしての第3の検出信号P3tを用いて画像再構成処理を行い、第3の画像情報Trを形成する。この処理では、図3cのような被検体表面部で発生した音響波の検出信号を低減した信号を用いるため、被検体内部にある光吸収体14を主に画像化でき、画像劣化の少ない画像を形成できる。このような処理の結果、得られる画像情報の一例を図4cに示す。図中のコントラストの高い領域白い領域は、被検体内部にある光吸収体14の画像Cであり、図4cでは主に被検体内部にある光吸収体14が画像化されている。なお、第1のデータ及び第2のデータが、第1の画像情報及び第2の画像情報である場合は、この処理4を行う必要はない。以上の工程を行うことで、音響波の発生場所およびその多重反射の場所があらかじめ予測しえない光音響イメージングにおいても、被検体表面部などで発生した不要な信号を低減し、アーティファクトの少ない画像を得ることができる。なお、以上の工程を含んだプログラムを、コンピュータとしての信号処理部19に実行させてもよい。以下、主要な構成について説明する。光源11光源11は、少なくとも異なる2波長以上の光を照射可能であるとする。また、本発明の光源は、本実施形態の被検体情報取得装置と一体として設けられていても良いし、光源を分離して別体として設けられていても良い。光源11としては数ナノから数百ナノ秒オーダーのパルス光を発生可能なパルス光源が好ましい。具体的には効率的に音響波を発生させるため、10ナノ秒程度のパルス幅が使われる。光源としては大出力が得られるためレーザーが好ましいが、レーザーのかわりに発光ダイオードなどを用いることも可能である。レーザーとしては、固体レーザー、ガスレーザー、色素レーザー、半導体レーザーなど様々なレーザーを使用することができる。照射のタイミング、波形、強度などは不図示の光源制御部によって制御される。また、レーザーは複数のレーザーで構成されても良い。例えば、YAGレーザーで励起したOPOレーザーや色素レーザーあるいはTi:saレーザーなどである。光学系13光源11から照射された光12は、典型的にはレンズやミラーなどの光学部品により、所望の光分布形状に加工されながら被検体に導かれるが、光ファイバなどの光導波路などを用いて伝搬させることも可能である。光学系13は、例えば、光を反射するミラーや、光を集光したり拡大したり形状を変化させるレンズ、光を拡散させる拡散板などである。このような光学部品は、光源から発せられた光12が被検体15に所望の形状で照射されれば、どのようなものを用いてもかまわない。なお、光はレンズで集光させるより、ある程度の面積に広げる方が生体への安全性ならびに診断領域を広げられるという観点で好ましい。被検体15及び光吸収体14これらは本発明の画像形成装置の一部を構成するものではないが、以下に説明する。本発明の被検体情報取得装置は、人や動物の悪性腫瘍や血管疾患などの診断や化学治療の経過観察などを主な目的とする。よって、被検体15としては生体、具体的には人体や動物の乳房や指、手足などの診断の対象部位が想定される。また、被検体内部にある光吸収体14としては、被検体内部で相対的に吸収係数が高いものを示し、例えば、人体が測定対象であればオキシヘモグロビンあるいはデオキシヘモグロビンやそれらを含む多く含む血管あるいは新生血管を多く含む悪性腫瘍などである。音響波検出器17パルス光により被検体表面部及び被検体内部で発生する音響波を検出する検出器である音響波検出器17は、音響波を検出し、アナログ信号である電気信号に変換するものである。以後、単に探触子あるいはトランスデューサということもある。圧電現象を用いたトランスデューサ、光の共振を用いたトランスデューサ、容量の変化を用いたトランスデューサなど音響波信号を検出できるものであれば、どのようなトランスデューサを用いてもよい。本実施形態の音響波検出器17は、典型的には複数の検出素子が1次元あるいは2次元に配置されたものが良い。このような多次元配列素子を用いることで、同時に複数の場所で音響波を検出することができ、検出時間を短縮できると共に、被検体の振動などの影響を低減できる。信号収集器18本実施形態の画像形成装置は、音響波検出器17より得られた電気信号を増幅し、その電気信号をアナログ信号からデジタル信号に変換する信号収集器18を有することが好ましい。信号収集器18は、典型的には増幅器、A/D変換器、FPGAFieldProgrammableGateArrayチップなどで構成される。音響波検出器17から得られる検出信号が複数の場合は、同時に複数の信号を処理できることが望ましい。それにより、画像を形成するまでの時間を短縮できる。なお、本明細書において検出信号とは、音響波検出器17から取得されるアナログ信号も、その後AD変換されたデジタル信号も含む概念である。そして、検出信号は光音響信号ともいう。信号処理部19信号処理部19は、本発明の特徴的処理である被検体表面部で生じた音響波信号の低減処理を行う。そして、低減処理が行われた新たな信号を用いて、被検体内部の画像情報を取得する画像再構成。信号処理部19には典型的にはワークステーションなどが用いられ、被検体表面部で生じた音響波信号の低減処理や画像再構成処理などがあらかじめプログラミングされたソフトウェアにより行われる。例えば、ワークステーションで使われるソフトウェアは本発明の特徴である被検体表面部で生じた音響波信号の低減処理やノイズ低減処理を行う信号処理モジュール19aと、信号処理モジュール19aで処理された信号を用いて画像再構成を行う画像再構成モジュール19bとの2つのモジュールからなる。なお、光音響イメージングの一つである光音響トモグラフィーにおいては、通常、画像再構成前の前処理として、各位置で検出された信号に対してノイズ低減処理などが行われるが、それらは信号処理モジュール19aで行われることが好ましい。また、画像再構成モジュール19bでは、画像再構成による画像情報の形成が行われる。画像再構成アルゴリズムとしては、例えば、トモグラフィー技術で通常に用いられるタイムドメインあるいはフーリエドメインでの逆投影などが使われる。なお、再構成の時間に多くを有することが可能な場合は、繰り返し処理による逆問題解析法などの画像再構成手法も利用することができる。光音響イメージングの一つである光音響トモグラフィーの画像再構成手法には、代表的なものとして、フーリエ変換法、ユニバーサルバックプロジェクション法やフィルタードバックプロジェクション法などがある。なお、光音響イメージングにおいては、フォーカスした音響波検出器を用いることで、画像再構成なしに生体内の光学特性分布画像を形成することができる。そのような場合には、画像再構成アルゴリズムを用いた信号処理を行う必要はない。また、場合によっては、信号収集器18、信号処理部19は一体化される場合もある。この場合、ワークステーションで行うようなソフトウェア処理ではなく、ハードウェア処理により被検体の画像情報を生成することもできる。表示装置20表示装置20は信号処理部19で出力される画像情報を表示する装置であり、典型的には液晶ディスプレイなどが利用される。なお、本発明の画像診断装置とは別に提供されていても良い。被検体表面部被検体表面部は、光吸収部材が被検体表面に設けられている場合と、被検体表面自体を光吸収部材とする場合の両方が含まれる。ここで、光吸収部材とは、ある特定領域の波長の光を吸収し、それ以外の波長の光をあまり吸収しない部材である。好ましくは、第1の波長λ1と第2の波長λ2の光を被検体に照射する場合、第1の波長λ1の光を強く吸収し、第2の波長のλ2の光をあまり吸収しないような部材のことである。つまり、第1の波長における吸収係数が第2の波長における吸収係数よりも大きい部材であることが好ましい。なお、光吸収部材が被検体表面に設けられている場合、光吸収部材は光源が発光する第1の波長の光を強く吸収し、それ以外の波長の光吸収が相対的に弱く、かつ、被検体表面に設置できれば、どのような材料及び形状のものでも構わない。また、この場合、光吸収部材は被検体表面自体の吸収係数スペクトルと近似した吸収係数スペクトルをもつ部材であることが好ましい。具体的には、例えば、第1の波長を532nm、第2の波長を800nmとした場合、532nmの光を強く吸収し、800nmの光をあまり吸収しないシアニン系色素やメラニン色素などの色素を被検体表面に塗布、あるいは色素を塗布したフィルムなどを被検体表面にはりつけることができる。また、被検体表面自体を光吸収部材とする場合、皮膚表面に多くに存在するメラニン等を光吸収部材とする。第2の実施形態図5は、本実施形態に係る被検体情報取得装置の例を示したものである。本実施形態に係る被検体情報取得装置は、光源11と被検体15との間に被検体表面部を平坦化する平坦化部材21が設けられていることが第1の実施形態とは異なる。すなわち、本実施形態においては、光が平坦化部材21を通して被検体15に照射される。本実施形態の被検体情報取得装置では、平坦化部材21で発生した音響波が多重反射し、その多重反射信号と被検体内部にある光吸収体から発生した音響波信号とが重畳された信号が観測される場合を考える。図5においては、図1と同一の部材には同一の符号を付し、詳細な説明は省略する。また、信号処理部19は、図2に示した第1の実施形態における処理と同一の処理を行う。まず、本実施形態の被検体情報取得装置において光が被検体15に照射される。そうすると、被検体表面部の光吸収により発生した音響波16bが、平坦化部材21内で多重反射する。また、被検体内部にある光吸収体14の光吸収に起因する音響波16aの検出信号も発生するため、音響波16aと音響波16bとが重畳して検出される。また、音響波検出器17表面においても同様の原因により発生した音響波図示せずが平坦化部材21内で多重反射し、被検体15内にある光吸収体14の光吸収に起因する音響波16aの検出信号と重畳して検出される。このように、複数の多重反射の検出信号を重畳して検出してしまうことにより、被検体内部にある光吸収体14に起因する画像以外の不要な画像が現れ、画像が劣化する。図6aは、本実施形態においてS201によって得られた第1のデータとして、第1の画像情報を示す。ここで、図6a中のコントラストの高い領域白い領域は、被検体表面部の画像Aと音響波の多重反射に起因するアーティファクトBであり、ここでは被検体内部にある光吸収体14は画像化されていない。また、図6bは、本実施形態においてS202によって得られた第2のデータとして、第2の画像情報を示す。図6b中のコントラストの高い領域白い領域は、被検体表面部の画像AとアーティファクトB、被検体内部にある光吸収体14の画像Cである。図6aと図6bとを比較すると、図6bでは図6aとは異なり被検体内部の光吸収体14が画像化されている。そして、図6cは、本実施形態においてS203によって得られた第3のデータとして、第3の画像情報を示す。ここで、図6bとcを比較する。図6bに示す第2の画像情報では、音響波の多重反射に起因するアーティファクトBが被検体内部にある光吸収体14の画像Cの他に現れる。一方、図6cでは、多重反射による画像Bは見られず、主に被検体内部にある光吸収体14による画像Cが観察される。以上の工程を行うことで、音響波の発生場所およびその多重反射の場所があらかじめ予測しえない光音響イメージングにおいても、被検体表面部や平坦部材21などで発生した不要な信号を低減し、アーティファクトの少ない画像を得ることができる。"