"オキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンの吸収係数が等しい第1の波長の光と、前記第1の波長と異なる第2の波長の光とを個別に照射可能な光源と、前記第1の波長の光および前記第2の波長の光のそれぞれについて、光が被検体に吸収されて発生する音響波を受信し、電気信号に変換する音響検出器と、前記電気信号を用いて、被検体内部の吸収係数分布を求める吸収係数分布生成部と、前記第1の波長に対応する吸収係数分布から被検体内の血管位置を特定する血管位置特定部と、前記第1の波長の光および第2の波長の光に対応する吸収係数分布から、被検体内の生体特性分布を求める生体特性分布生成部と、前記血管位置特定部により特定された血管位置により、前記生体特性分布をトリミングするトリミング部と、を有する光音響装置。前記生体特性分布とは血中の酸素飽和度の分布である請求項1に記載の光音響装置。前記第2の波長とはオキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンの吸収係数が異なる波長である請求項2に記載の光音響装置。前記生体特性分布とはグルコース分布である請求項1に記載の光音響装置。前記第1の波長は778nmから950nmの間の波長である請求項1ないし4のいずれか1項に記載の光音響装置。前記生体特性分布演算部は、前記第1の波長および前記第2の波長のうち、少なくとも一方の波長に対応する吸収係数分布の分解能を低減させて生体特性分布を求める請求項1ないし5のいずれか1項に記載の光音響装置。前記生体特性分布演算部は、フィルタ処理により吸収係数分布の分解能を低減させる請求項6に記載の光音響装置。前記生体特性分布演算部は、前記フィルタ処理において移動平均フィルタまたはガウシアンフィルタを用いる請求項7に記載の光音響装置。前記生体特性分布演算部は、前記第2の波長に対応する吸収係数分布の分解能を低減させる請求項6ないし8のいずれか1項に記載の光音響装置。前記生体特性分布演算部は、前記第1の波長の光を照射したときと前記第2の波長の光を照射したときで被検体の位置ずれが生じた場合に、吸収係数分布の分解能を低減させる請求項6ないし9のいずれか1項に記載の光音響装置。前記血管位置特定部は、吸収係数が所定の閾値以上である場合に血管位置であると特定する請求項1ないし10のいずれか1項に記載の光音響装置。前記血管位置特定部は、吸収係数分布のノイズレベルに基づいて前記所定の閾値を決定する請求項11に記載の光音響装置。トリミング部によりトリミングされたデータに基づいて被検体内の生体特性分布を表示する表示部と、表示された生体特性分布を確認しつつ前記所定の閾値を調整することを可能とする入力手段をさらに有する請求項11に記載の光音響装置。情報処理装置が、オキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンの吸収係数が等しい第1の波長の光と、前記第1の波長と異なる第2の波長の光とを個別に照射された被検体から発生する音響波に基づいて、被検体内部の吸収係数分布を求める吸収係数分布生成ステップと、情報処理装置が、前記第1の波長に対応する吸収係数分布から被検体内の血管位置を特定する血管位置特定ステップと、情報処理装置が、前記第1の波長の光および第2の波長の光に対応する吸収係数分布から、被検体内の生体特性分布を求める生体特性分布生成ステップと、情報処理装置が、前記血管位置特定ステップにて特定された血管位置により、前記生体特性分布をトリミングするトリミングステップと、を有する光音響装置の制御方法。しかしながら、非特許文献1で使用されている4種の波長578nm584nm590nm596nmは、図6に示すように測定対象であるヘモグロビンや表皮や真皮dermisの持つ吸収係数μaが高い波長域にある。このために、照射光が皮膚表面から数ミリ程度しか十分に届かず、被検体内の深部の血管を測定することができないという問題があった。また、酸素飽和度の算出式に異なる吸収係数分布画像から得る結果の商算が含まれているため、吸収係分布画像のノイズや、被験者の体動による吸収体の位置ずれが酸素飽和度の結果のノイズや誤差に大きく影響する。吸収係数分布画像のノイズによる酸素飽和度のノイズを見えにくくする方法として、酸素飽和度結果を血管位置でトリミングして表示することが考えられる。ここで、血管位置はヘモグロビンの吸収係数分布が存在する場所だと考えることができる。しかし、図7に示した2種のヘモグロビンの吸収係数スペクトルから分かるように、双方の吸収係数が異なる波長例えば756nmにおいては、動脈の吸収係数は低く、静脈の吸収係数は高くなる。この吸収係数分布のある数値以上の吸収係数を持つ位置を血管とすると、同じ太さを持つ血管であったとしても、図8に示すように異なる強度の値が算出されるため、異なる太さの血管のように見える。よって、この吸収係数分布で酸素飽和度のトリミングを行うと、図5b、図5cに示すように、同じ太さを持つ血管であっても酸素飽和度分布画像においては、違う太さの血管として表示されてしまうという問題があったPは静脈、Aは動脈を示す。一方、被験者の体動があった場合は、図9に示すように、吸収係数分布の位置が変化する。酸素飽和度は同じ位置にある吸収係数によって算出されるため、体動による吸収係数分布の変化が酸素飽和度の算出結果に影響を及ぼすという問題があった。特に血管の太さよりも体動が大きい場合には酸素飽和度の算出結果は意味を成さない。本発明は上記の課題に鑑みてなされたものであり、被検体の生体特性分布を血管の位置との関係を理解しやすい画像データを生成するとともに、測定位置のずれの影響を減少させることが可能な光音響装置の提供を目的とするものである。本発明は以下の構成を採用する。すなわち、オキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンの吸収係数が等しい第1の波長の光と、前記第1の波長と異なる第2の波長の光とを個別に照射可能な光源と、前記第1の波長の光および前記第2の波長の光のそれぞれについて、光が被検体に吸収されて発生する音響波を受信し、電気信号に変換する音響検出器と、前記電気信号を用いて、被検体内部の吸収係数分布を求める吸収係数分布生成部と、前記第1の波長に対応する吸収係数分布から被検体内の血管位置を特定する血管位置特定部と、前記第1の波長の光および第2の波長の光に対応する吸収係数分布から、被検体内の生体特性分布を求める生体特性分布生成部と、前記血管位置特定部により特定された血管位置により、前記生体特性分布をトリミングするトリミング部と、を有する光音響装置である。本発明はまた、以下の構成を採用する。すなわち、情報処理装置が、オキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンの吸収係数が等しい第1の波長の光と、前記第1の波長と異なる第2の波長の光とを個別に照射された被検体から発生する音響波に基づいて、被検体内部の吸収係数分布を求める吸収係数分布生成ステップと、情報処理装置が、前記第1の波長に対応する吸収係数分布から被検体内の血管位置を特定する血管位置特定ステップと、情報処理装置が、前記第1の波長の光および第2の波長の光に対応する吸収係数分布から、被検体内の生体特性分布を求める生体特性分布生成ステップと、情報処理装置が、前記血管位置特定ステップにて特定された血管位置により、前記生体特性分布をトリミングするトリミングステップと、を有する光音響装置の制御方法である。本発明によれば、被検体の深部の生体特性分布を測定し、血管の位置との関係を理解しやすい画像データを生成するとともに、測定位置のずれの影響を減少させることが可能な光音響装置を提供することができる。以下、図面を参照して、本発明の光音響装置の実施形態を説明する。以下の説明においては、光音響トモグラフィーの技術を用いて被検体内部を画像化する光音響診断装置を例として挙げる。本発明の光音響装置は、被検体に光電磁波を照射することにより被検体内で発生した音響波を受信して、被検体情報を画像データとして取得する光音響効果を利用した装置である。音響波とは、典型的には超音波であり、音波、超音波、音響波、光音響波、光超音波と呼ばれる弾性波を含む。図1は本実施例に係る光音響診断装置のブロック図である。光音響診断装置は、光源1,超音波プローブ3,画像再構成部4,画像メモリ5,波長選択部6,吸収体特定条件メモリ7,血管位置特定部8,生体特性分布演算部9,画像トリミング部10,表示部11情報処理装置12を備える。各ブロックの動作と機能については、後で詳述する。被検体2は、例えば生体などの測定対象である。光音響診断装置の動作図2は実施例1のフロー図である。ステップS201において、光音響診断装置は、対象となる被検体2に光源1からのパルス光を照射する。このパルス光は、700nm以上の波長域であり、且つ、2種類のヘモグロビンオキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンの吸収係数が等しい波長Aをもつ。このパルス光は被検体2内の光吸収体に吸収され、超音波音響波である光音響波が発生する。なお、本発明において吸収係数が等しいとは、吸収係数が完全に等しい場合だけでなく、実質的に吸収係数が等しい場合を含む。2種類のヘモグロビンの各吸収係数が1割以内の範囲内にあれば、2つの吸収係数は実質的に等しいとする。ステップS202において、発生した光音響波は超音波プローブ3に含まれる複数の素子によって取得され、電気信号素子信号に変換される。電気信号はその後、必要に応じて増幅、デジタル変換等の信号処理を施される。ステップS203において、増幅、デジタル変換された電気信号は、画像再構成部4によって画像再構成処理され、吸収係数の分布を示す3次元画像として吸収係数分布画像Aが作成される。画像メモリ5に吸収係数分布画像Aを一時的に保存される。ステップS204S205およびS206において、被検体に、波長Aとは異なる波長Bをもつパルス光が照射され、発生した光音響波に基づく電気信号から、画像再構成部4で吸収係数分布画像Bが作成される。ステップS207において、生体特性分布演算部9は、画像メモリ5に保存された波長Aに対応する吸収係数分布画像Aと波長Bに対応する吸収係数分布画像Bを用いて、生体特性分布を生成する。生体特性分布は酸素飽和度分布やグルコース分布である。ステップS208において、血管位置特定部8では、2種類のヘモグロビンの吸収係数が略等しい波長Aで得られた吸収係数分布画像Aに含まれる血管の位置を判断する。吸収体特定条件メモリ7には画像の血管位置を特定するために必要な条件が保存されており、書き換え可能である。ステップS209において、画像トリミング部10は、血管位置特定部8により診断された血管位置で酸素飽和度分布等の生体特性分布が強調される画像を作成する。ステップS210において、吸収係数分布画像や画像トリミング部10で作成された酸素飽和度画像は表示部11によって表示される。また、強調された酸素飽和度画像と吸収係数分布画像Aと重ね合わせて表示を行ってもよい。ここで、S201S203で示された波長Aでの測定と、S204S206で示された波長Bでの測定の順番は前後してもよい。また、S201S202の後にS204S205を行い、続いて再構成を行うステップS203S206を行ってもよい。また、生体特性の演算S207と血管位置の特定S208の順番は前後してもよい。以下、再度図1を参照しつつ、各ブロックの動作と機能について詳述する。光源光源1は700nm以上の波長をもつナノ秒オーダーのパルス光を発生するものであればよい。700nm以下の波長をもつ光源では、図6に示すようにヘモグロビンやコラーゲン等の吸収が多いために、被検体内深部まで光が十分に到達できないため、700nm以上の波長を用いることが望ましい。大出力を得るためには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。本発明では複数の波長の光を用いる。複数の波長の光を発生させるために、例えば1つの波長可変な光源を用いても良いし、それぞれの波長に対応する複数の光源を用意しても良い。複数の波長の光は、異なるタイミングで個別に照射可能なようにする。また、光を光源から被検体に導くために、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、光を分散屈折反射するプリズム、光を伝搬させる光ファイバ、拡散板等の光学部材を用いても良い。光は、被検体に対して超音波プローブと同じ側から照射してもよく、反対側から照射してもよい。さらに被検対の両側から照射してもよい。波長選択部波長選択部6は光源1から照射されるパルス光の波長を選択するとともに、画像再構成部に選択波長情報を渡す。超音波プローブ超音波プローブ3は、音響波超音波を受信する素子を1つ以上有する音響検出器である。素子を超音波プローブの面内に複数並べられているタイプであれば、一度に複数の位置の信号を取得可能である。これにより受信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。この超音波プローブは、音響波である超音波を受信して増幅し、電気信号に変換して出力する。超音波プローブに用いられる素子は、圧電現象を用いた変換素子、光の共振を用いた変換素子、容量の変化を用いた変換素子などがある。音響波を受信して電気信号に変換できるものであればどのようなものでもよい。画像再構成部画像再構成部4には、超音波プローブ3から電気信号が入力される。入力された電気信号を用いて画像再構成を行い、被検体内の吸収係数の分布を表す画像データである、吸収係数分布画像情報の生成を行う。その際、波長選択部6から受け取った選択波長情報に応じて、波長ごとに処理を行うことができる。電気信号を画像再構成部4に入力する前、あるいは入力後に、増幅やデジタル変換等の処理を施すことが好ましい。画像再構成部は、本発明の吸収係数分布生成部に相当する。この画像データを生成するための画像再構成アルゴリズムとして、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利用できる。なお、再構成に多くの時間をかけられる場合は、繰り返し処理による逆問題解析法iterativemethodなどの画像再構成手法も利用することができる。PAT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。画像メモリ画像メモリ5は、画像再構成部4で生成された吸収係数分布画像情報を記録しておく場所である。記録された情報は、必要に応じて血管位置特定部8、生体特性分布演算部9、表示部11に出力される。生体特性分布演算部生体特性分布演算部9は、生体特性分布情報の生成を行う生体特性分布生成部である。生体特性分布情報としては、酸素飽和度分布、グルコース分布やコラーゲン分布が挙げられる。酸素飽和度の例を用いて、生体特性分布情報の演算法を説明する。ある波長λiで測定した血管の吸収係数μaλiを求める式を式1に示す。吸収係数μaλiは、オキシヘモグロビンの吸収係数εHbO2と濃度[HbO2]の積と、デオキシヘモグロビンの吸収係数εHbRと濃度HbRの積との足し合わせで表される。これより、ある位置のオキシヘモグロビンの濃度[HbO2]とデオキシヘモグロビンの濃度HbRは、式2のように求められる。ここで、Eと、Maは、下記の式3のように表される。μaλixyzは波長λiに対する位置の吸収係数である。よって、ある位置の酸素飽和度SO2は、式4のように計算される。式2によれば、2種の波長による測定結果からHbO2とHbRを得る事ができる。3種以上の波長による測定結果を用いると、最小二乗法によるのと同等のHbO2とHbRの最確値が得られる。よって、3種類以上の波長により測定を行った場合には、まず、測定した波長の結果を少なくとも1つ除いた波長の組み合わせを複数用意する。そして、それらの波長の組ごとに式2を用いて複数のヘモグロビン濃度を算出した後、最小二乗法や平均を用いて酸素飽和度を算出する方法が考えられる。酸素飽和度以外にも、生体特性分布情報として、血中のグルコース分布を知ることもできる。グルコース分布Glcは以下の式5で算出される。この場合は1波長に対する吸収係数によってグルコースの濃度分布が求められる。酸素飽和度やグルコース分布算出結果は、各波長λiでの吸収係数分布μaλixyzの位置の精度に大きく左右される。よって、測定対象である被検体が測定中に動いた場合、酸素飽和度の結果に大きな誤差が生じる可能性がある。そこで、吸収係数分布μaλixyzを意図的にぼかすことによって、酸素飽和度の誤差を最小限に抑える方法を用いることができる。吸収係数をぼかす方法としては周囲の吸収係数の平均をとる方法やフィルタを用いる方法がある。血管位置特定部血管位置特定部8では、画像再構成部4で作成された吸収係数分布画像情報から血管の位置を判定し決定する。判定する条件は吸収体特定条件メモリ7に格納されている。血管位置特定部8は、必要に応じて吸収体特定条件メモリ7にアクセスし条件を読み出す。判断方法としては、あらかじめ所定の閾値を設けておき、吸収係数がその所定の閾値以上の位置を血管位置とする方法がある。他にも、吸収係数の強い位置の並びや形状、吸収体の周辺に現れるアーチファクトの形状を吸収体特定条件メモリ7に格納されている血管条件と相関をとり相関の高い位置を血管位置とする方法がある。血管位置と判定するための吸収係数強度や相関の閾値は吸収体特定条件メモリ7に格納されていてもよいし、ノイズレベルを評価し適切な値に自動的に設定してもよい。例えば、画像内の吸収係数のヒストグラムを作成し、血管の吸収係数よりも低い位置の吸収係数の集中値をノイズレベルとする方法や、ノイズと考えられる範囲を指定しその範囲内の吸収係数の平均をノイズレベルとする方法がある。また、表示部に所定の閾値を調整するツマミを設け、術者が表示画面を参照しながら所定の閾値を調整してもよい。この血管位置判定情報は吸収体特定条件メモリ7に送られる。吸収体特定条件メモリ7として書き換え可能なメモリを用いれば、変更した条件を記録することができる。画像トリミング部画像トリミング部10は、生体特性分布演算部9から酸素飽和度情報を、血管位置特定部8から血管位置を判定された吸収係数情報分布画像を入力される。吸収係数情報画像の血管位置の酸素飽和度情報を強調するように酸素飽和度画像を作成し、表示部11に出力する。また、画像トリミング部10は強調した酸素飽和度を吸収係数分布画像と合わせた画像を出力してもよい。表示部画像トリミング部10で出力された画像、および、再構成された吸収係数分布画像を表示する。表示方法はMIPMaximumIntensityProjection画像、スライス画像が考えられるが他の表示方法も適用可能である。例えば、3D画像を異なる複数の方向から表示する方法がある。また、表示画像の傾きや表示領域、ウインドウレベルやウインドウ幅を、利用者が表示を確認しながら変更する方法もある。また、酸素飽和度画像と吸収係数分布画像を並べて表示する方法や、表示画像の表示位置を合わせて表示する方法もある。また、表示されている画像を確認しつつ、血管位置特定部8において血管位置の判定に使われる血管特定条件を調整可能なツマミ等の入力手段を、表示部に設置することも考えられる。情報処理装置以上に述べた各ブロックの処理は例えば、PC等の情報処理装置12が所定のプログラムを実行する制御方法として実現することができる。情報処理装置は、不図示の制御線や無線、その他の方法により各ブロックに制御内容を伝達する。必要に応じて、利用者による情報処理装置または各ブロックへの指示があっても良い。<実施例1>本発明における光音響診断装置の一例について説明する。光源にはTiSチタンサファイアレーザーを用い、同光路で2波長756nm797nmの光を照射した。これらの波長の光密度は15mJcm2であった。TiSの励起にNdYAGレーザー光波長1064nmのナノ秒オーダーのパルス光を用いた。被検体の深部まで届く700nm以上の波長を用いて測定を行った。まず、波長797nmの光を使用した。この波長は700nm以上の領域にある2種のヘモグロビンの吸収係数が等しい波長の前後の波長である。波長797nmの光は、本発明の第1の波長の光に相当する。我々の知見によれば、吸収係数が等しいと言える波長域は、その波長で測定した時の吸収係数分布画像のノイズ値よりも適度に大きい値を閾値としてトリミングした場合に血管の太さが±10以上変化しない波長域であることが望ましい。本実施例では、血管位置の最大吸収係数の3割を閾値としてトリミングした場合に血管太さが±10以上は変化しない、波長域778nm-950nmの内の波長を用いた。次に、2つのヘモグロビンの吸収係数が異なる波長756nmの光を使用した。波長756nmには、デオキシヘモグロビンの吸収係数のピークがあり、2種類のヘモグロビンの吸収係数差が大きい。これが、本発明の第2の波長の光に相当する。酸素飽和度を計算する際には、この波長756nmの光のように、2種類のヘモグロビンの吸収係数の差が大きく、先の波長797nmの光に対する吸収係数と同程度の吸収係数を持つ波長を選ぶと精度よく酸素飽和度が得られる。上記のような光を用いて、超音波プローブの受信面に垂直な方向に50mm以上の厚みのある被検体を測定した。まず、波長797nmの光を被検体に照射し図2のS201に相当、被検体からの光音響波を超音波プローブで受信したS202。使用波長がメラニンやヘモグロビンの吸収係数が低い700nm以上の波長であったため、25mm以上深部からの光音響波を十分な強度で測定する事が出来た。その得られた光音響信号を用いて吸収係数分布画像Aを作成したS203。再構成はタイムドメインでの逆投射法を用いた。その後、波長756nmでも同様に測定を行い、吸収係数分布画像Bを作成したS204S206。次に、作成した吸収係数分布ABを用いて酸素飽和度を計算したS207。この時、厚み方向に125mmの吸収係数分布を平均化することによって各画像の位置ずれによる酸素飽和度の誤差を抑えた。次に、吸収係数分布画像Aの閾値以上の吸収係数を血管とし、血管位置の決定を行ったS208。閾値は最大吸収係数の30の値とした。閾値として吸収係数分布画像にあるノイズを十分にトリミングできる値を選択した。計算された酸素飽和度情報が血管位置で強調されるように、血管位置以外の酸素飽和度情報をゼロとし、表示を行ったS209210。次に本発明を実施した効果について述べる。図5aに、x方向30mm、y方向46mm、z方向50mm領域の模擬生体内の酸素飽和度図を示す。模擬生体は生体と同程度の音速、吸収係数と散乱係数を持つ。この模擬生体内の深さ方向zの中心25mm位置に1本は動脈血管、1本は静脈血管に相当する酸素飽和度の模擬血管を配置した。図5aの右に静脈模擬血管図中Pで示す、左に動脈模擬血管図中Aで示すがあることを示している。模擬生体に光を各々入射させ、発生した光音響波を、xy平面に平行に配置した大きさ3cm×46cmのプローブで測定し、吸収係数分布画像と酸素飽和度を出した。図5dに波長797nmで測定した吸収係数分布を示す。図5eに波長797nmの吸収係数分布でトリミングを行った酸素飽和度画像を示す。図5bに波長756nmで測定した吸収係数分布を示す。図5cに波長756nmの吸収係数分布でトリミングを行った酸素飽和度画像を示す。図5bから図5eにおいて、z方向の深さ25mm位置に配置された模擬血管が認識できていることから、どちらの波長でも被検体の25mmの深部まで吸収係数分布画像を測定できることが確認された。オキシヘモグロビンの吸収係数がデオキシヘモグロビンの吸収係数よりも小さい波長756nmの光に対応する吸収係数分布画像Bを用いて血管位置を判定した場合、酸化飽和度の画像図5cにおいて、静脈血管は太く、逆に動脈は細くなった。また、動脈の一部に消失がみられた。しかし、2種類のヘモグロビンの吸収係数が等しい波長797nmの光に対応する吸収係数分布画像Aを用いて血管位置を判定した場合には、静脈と動脈の全半値幅が±5以内で画像化され、ほぼ同等に表示された。したがって、700nm以上の2種類のヘモグロビンの吸収係数が等しい波長に対する吸収係数分布を血管位置の同定に使うことによって、被検体の深部にある動脈と静脈であっても同じように見えることを確認した。なお、本実施例では、2種類の波長を用いて酸素飽和度を計算したが、3種類以上の波長を用いて計算を行ってもよい。その場合は、オキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンの吸収係数が等しい波長A、各吸収係数が異なる波長B、吸収係数の大小に縛られない複数1つでもよいの波長を用いる。<実施例2>実施例1においては、オキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンの吸収係数が等しい波長Aに対する吸収係数分布を用いて酸素飽和度を出す装置について説明した。本実施例においては、波長Aの吸収係数分布を用いることなく酸素飽和度を計算する光音響装置を例として説明する。本実施例のフロー図を図3に示す。ここでは、実施例1と異なる部分を特に詳しく説明する。本実施例では、波長Aとして797nm、波長Bとして756nm、波長Cとして825nmの波長をもつ光源を用いた。波長Bと波長Cは2種類のヘモグロビンの吸収係数が異なる波長である。光源はTiSレーザーを用い、同光路で被検体に照射した。まず、ステップS301で波長Aの光を被検体に照射し、ステップS302で光音響波を取得し、ステップS303で取得した音響信号を用いて画像再構成を行った。次に、ステップS304で波長Bの光を被検体に照射し、ステップS305で光音響波を取得し、ステップS306で画像再構成を行った。次に、本実施例では、ステップS311で波長Cの光を被検体に照射し、ステップS312で光音響波を取得し、ステップS313で画像再構成を行った。そして、ステップS307で、2つのヘモグロビンの吸収係数の異なる波長BCに対する吸収係数分布画像BCを用いて酸素飽和度の算出を行った。波長Bの756nmはデオキシヘモグロビンの吸収係数がオキシヘモグロビンよりも高く、波長Cの825nmはオキシヘモグロビンの吸収係数がデオキシヘモグロビンの吸収係数よりも高い。この波長756nm825nmのように2種類のヘモグロビンの吸収係数の大小が逆転しており、波長Aに対する吸収係数と同じ程度の波長を選ぶことで、酸素飽和度はより精度よく算出される。ステップS308で、波長Aに対する吸収係数分布画像から血管の位置を決定した。閾値を設け、閾値以上の吸収係数のある位置を血管とした。閾値は最大吸収係数の30の値とした。ステップS309で、S307とS308で計算された酸素飽和度情報と血管位置情報をもとに血管位置の酸素飽和度を強調した画像を作成した。血管位置以外の酸素飽和度をなくし、血管位置の酸素飽和度の強調を行った。ステップS310で、S309で得られた画像を表示した。波長A,B,Cそれぞれの照射から再構成までの手順に相当するS301-S303、S304-S306、S311-S313の順番は前後してもよい。また、すべての波長で信号を取得した後に再構成を行ってもよい。また、S307とS308の手順についても前後して構わない。もしくはS307を終えた後にS301からS304、S308の手順を行う、またその逆を行っても構わない。実施した効果について次に説明する。波長ABCのどの波長の場合でも、被検体の25mm以上の深部まで吸収係数分布画像を測定することができた。波長Bで血管位置を決定した場合には静脈の全半値幅がより画像が、波長Cで血管位置を決定した場合には動脈の全半値幅がより大きい画像が得られた。しかし、波長Aで血管位置を決定した場合には、静脈も動脈も全半値幅が±5程度の違いしかなく同じように強調された画像を得た。したがって、700nm以上の2種類のヘモグロビンの吸収係数が等しい波長に対する吸収係数分布を血管位置の同定に使うことによって、被検体の深部にある動脈と静脈であっても同じように見えることを確認した。<実施例3>実施例1、2では血管位置の酸素飽和度の測定を説明していたが、本実施例では血管位置のグルコース分布の測定方法を説明する。本実施例と実施例1、実施例2で異なる部分を中心に説明する。本実施例では2種のヘモグロビンの吸収係数が等しい波長Aと、グルコース分布を測定するための2種類の波長B、Cの、合計3つの波長を用いた。本実施例のフロー図を図4に示す。波長Aは主に血管位置を指定するために使う。波長BCは700nm~1100nmの範囲を選択する。これはグルコースや水等の吸収係数が比較的低い波長域である。グルコース分布算出は原理的に1波長に対する吸収係数分布測定でも可能であるが、本実施例では3波長からグルコース分布を測定した。まず、それぞれの波長について、光を照射し、光音響波を取得し、画像再構成を行った。光源波長を変えつつ、S401-S403、S404-S406、S411-S413の処理を実行した。この部分については実施例2と同様に測定を行った。ステップS407で、波長ABCから得られた吸収係数分布と、式5に示した数式を用いてグルコース分布算出を行った。各波長に対して得られたグルコース分布の平均を算出し、グルコース分布画像を作成した。ステップS408で、波長Aに対する吸収係数分布画像に最大吸収係数の3割の閾値を掛け、それ以上吸収係数のある吸収体を血管とし、血管位置を判定した。そして、ステップS409で、S408から得た血管位置情報を元に、S407にて得られたグルコース分布画像を、血管位置以外の分布をゼロとするようにして、血管位置が強調されるように画像を調整した。実施例の効果について次に説明する。被検体の25mm以上の深部まで吸収係数分布画像を測定することができ、グルコース分布の表示を動脈や静脈に関係なく同じ太さの血管に見えることを確認した。<実施例4>上記実施例では複数の波長の光を用いて測定を行うので、各波長での測定の間に時差が生じる。もし時差の間に体動により被検体の測定位置がずれると、複数の再構成画像の位置がずれるおそれがある。その結果、例えば位置合せやトリミングの精度が低下し、動脈や静脈の位置が合わない、生体特性分布画像がぼやける等のおそれがある。この様子を図10に示す。図10aは、被検体の測定領域に対して、2種のヘモグロビンの吸収係数がほぼ等しい波長797nmの光を照射したときの吸収係数分布である。測定領域内に静脈に由来する像Pと、動脈に由来する像Aが確認できる。図10bは、2種のヘモグロビンで吸収係数が異なる波長756nmの光を照射したときの吸収係数分布である。このとき、波長を変えて測定をする間に体動があると、合成したときに図10cのように血管の位置がずれてしまう。このような体動の影響への一つの対処として、血管位置特定部で血管位置の判断に用いる閾値などの条件を調整することが考えられる。また、特徴量の比較、動きベクトルの追跡、マーカによる位置合せなどにより、複数の再構成画像の間で対応する測定位置を特定し、画像化することも考えられる。本実施例では、体動により複数の画像で光吸収体の位置にずれが生じた場合に、少なくとも一つの画像での光吸収体を大きくすることにより、合成画像において他の画像での光吸収体と重畳させる方法について説明する。光吸収体を大きくするために、画像空間での分解能を低減させる方法を用いる。これにより、その光吸収体を見かけ上ぼかして大きくすることができる。このように分解能を低減させる方法であれば、被検体のターゲット領域ボクセル、ピクセル等ごとに位置ずれを把握する必要がないので、演算量を抑制できる点で好ましい。本発明において、画像空間での分解能を低減させる方法とは、吸収係数分布において、隣接する位置間ボクセル間、ピクセル間の吸収係数値の変動を小さくすることで、光吸収体の像を見かけ上ぼかす方法を示す。本実施例での一連の処理の流れを説明する。まず画像再構成部は、上記の実施例と同様にそれぞれの波長での光音響波測定結果から、吸収係数分布画像を作成する。そして血管位置特定部は、それぞれの波長に対応する吸収係数分布画像から血管位置を特定するとともに、双方の画像の間の大まかな位置のずれ量を把握する。ここでは詳細な例えボクセル、ピクセル等のレベルは必要なく、分解能を低減させる度合いを決定できる程度の大まかなずれ量で良い。ずれ量を把握する方法としては、例えば再構成画像の分析、体動の様子を機械的に測定したり光学的に撮影したりして行う分析、利用者による手動での入力などがあり、いずれの方法でも構わない。光学的な撮影による場合、被検体上で特徴となり得る目印の位置を比較したり、マーカを設置したりしても良い。また位置ずれの有無の判定やずれ量の把握を行う位置ずれ判定部を設けても良い。そして、把握されたずれ量に基づいて、分解能低減の程度が決定される。この決定は血管部位特定部が行ってもよいし、生体特性分布演算部、画像トリミング部あるいは追加された他のブロックがずれ量を受信して行っても良い。一方の画像のみ分解能を低減させる場合、少なくとも、分解能低減により見かけが大きくなった方の血管の画像の中に、分解能低減させていない方の画像の血管が含まれる程度の処理を行うものとする。分解能を低減させる際には、画像をフィルタ処理する種々の手法を用いることができる。例えば再構成画像に移動平均フィルタやガウシアンフィルタをかけることにより血管等のイメージをぼやけさせることができる。フィルタをかける範囲やフィルタ係数を調整すれば、分解能低減の程度を変更することができる。例えば位置のずれ量に応じてどの程度分解能を低減させるかの関係をあらかじめ決定しておき、テーブルや関係式の形で記憶させておけば良い。また、同じ再構成画像の中でも、吸収体の大きさ血管像の太さに応じて低減の程度を変更しても良い。本実施例を適用した結果を図11に示す。図11aは図10aと同じく波長797nmの光を照射したときの吸収係数分布である。図11bは、体動により位置ずれが生じた図10bの画像に対して、分解能低減処理を施したイメージを示す。図示したように、血管像がぼやけて、見かけ上大きくなっている。分解能低減処理の程度は、図11cのように合成処理を行ったときに、2つの画像の光吸収体同士が重畳するように決定される。合成を行った後、あるいはその前に、画像トリミング部が、図11aの血管像の範囲でトリミングを行ってもよい。本実施例の処理によれば、体動により測定位置のずれが生じた場合でも、酸素飽和度に代表される生体特性分布画像をある程度の精度を持って合成することができる。さらに表示部への表示の際、トリミングに用いる血管位置を、2種のヘモグロビンの吸収係数がほぼ等しい波長の光に対応する再構成画像に基づいて特定すれば、実際の血管の太さを反映した見やすい生体特性分布情報を提供できる。"