被検体にその内部で吸収される波長のパルス光を照射し、それにより被検体から発せられた音響波を音響波検出手段により検出して光音響データを得、この光音響データに基づいて前記被検体を画像化して画像表示手段に表示する光音響画像化方法において、表示される画像に求められる診断特性および/または前記音響波検出手段の帯域に応じて前記パルス光のパルス幅を調節することを特徴とする光音響画像化方法。前記診断特性が、画像化が望まれる組織の被検体表面からの深さと、画像精細度とに関するものであることを特徴とする請求項1記載の光音響画像化方法。前記画像化したい組織の被検体表面からの深さが大であるほど、前記パルス幅をより大きく設定することを特徴とする請求項2記載の光音響画像化方法。前記画像精細度が高いほど、前記パルス幅をより小さく設定することを特徴とする請求項2または3記載の光音響画像化方法。前記帯域が広いほど、前記パルス幅をより小さく設定することを特徴とする請求項1から4いずれか1項記載の光音響画像化方法。被検体にその内部で吸収される波長のパルス光を照射し、それにより被検体から発せられた音響波を音響波検出手段により検出して光音響データを得、この光音響データに基づいて前記被検体を画像化して画像表示手段に表示する光音響画像化装置において、表示される画像に求められる診断特性および/または前記音響波検出手段の帯域を示す情報を入力する条件入力手段と、この条件入力手段から入力された情報に基づいて前記パルス光のパルス幅を調節するパルス幅調節手段とを備えたことを特徴とする光音響画像化装置。前記条件入力手段が前記診断特性として、画像化が望まれる組織の被検体表面からの深さと、画像精細度とを入力するものであることを特徴とする請求項6記載の光音響画像化装置。前記パルス幅調節手段が、前記画像化したい組織の被検体表面からの深さが大であるほど、前記パルス幅をより大きく設定するものであることを特徴とする請求項7記載の光音響画像化装置。前記パルス幅調節手段が、前記画像精細度が高いほど、前記パルス幅をより小さく設定するものであることを特徴とする請求項7または8記載の光音響画像化装置。前記パルス幅調節手段が、前記帯域が広いほど、前記パルス幅をより小さく設定するものであることを特徴とする請求項6から9いずれか1項記載の光音響画像化装置。前記音響波検出手段の少なくとも一部が光音響画像化装置本体に対して着脱自在とされた上で、その着脱自在とされる部分が、光音響画像化装置本体に装着されたとき自身の帯域を示す情報を前記条件入力手段に自動入力するように構成されていることを特徴とする請求項6から10いずれか1項記載の光音響画像化装置。前記光音響データから、前記被検体に照射されたパルス光の光強度の時間波形の微分波形である光微分波形をデコンボリューションした信号を生成する光微分波形逆畳込み手段を備えたことを特徴とする請求項6から11いずれか1項記載の光音響画像化装置。光音響画像化方法によれば、上述したように生体の血管等、被検体の表面から内部に入った組織も画像化することが可能であるが、臨床や医療研究の場においては、被検体表面から所定の深さの所に存在する組織を特に明瞭に画像化したい、といった要求が存在する。また、被検体表面からある深さの所に存在する組織を特に高精細に画像化したいといった要求も存在する。しかし従来の光音響画像化装置は、上記のように明瞭に画像化できる深さや精細度等、表示画像に求められる診断特性に十分に対応できるものとはなっていない。本発明は上記の事情に鑑みてなされたものであり、求められる診断特性に十分に対応した画像を表示できる光音響画像化方法を提供することを目的とする。また本発明は、そのような光音響画像化方法を実施することができる光音響画像化装置を提供することを目的とするものである。本発明による光音響画像化方法は、前述したように、被検体にその内部で吸収される波長のパルス光を照射し、それにより被検体から発せられた音響波を音響波検出手段により検出して光音響データを得、この光音響データに基づいて前記被検体を画像化して画像表示手段に表示する光音響画像化方法において、表示される画像に求められる診断特性および/または前記音響波検出手段の帯域に応じて前記パルス光のパルス幅を調節することを特徴とするものである。なお上記の診断特性は、例えば、画像化が望まれる組織の被検体表面からの深さと、画像精細度とに関するものとされる。そして、診断特性が上記深さと画像精細度とに関するものとされる場合は、画像化したい組織の被検体表面からの深さが大であるほど、前記パルス幅をより大きく設定することが望ましい。さらに、診断特性が上記深さと画像精細度とに関するものとされる場合は、画像精細度が高いほど、前記パルス幅をより小さく設定することも好ましい。また本発明の光音響画像化方法においては、前記帯域が高いほど、前記パルス幅をより小さく設定するようにしてもよい。他方、本発明による光音響画像化装置は、前述したように、被検体にその内部で吸収される波長のパルス光を照射し、それにより被検体から発せられた音響波を音響波検出手段により検出して光音響データを得、この光音響データに基づいて前記被検体を画像化して画像表示手段に表示する光音響画像化装置において、表示される画像に求められる診断特性および/または前記音響波検出手段の帯域を示す情報を入力する条件入力手段と、この条件入力手段から入力された情報に基づいて前記パルス光のパルス幅を調節するパルス幅調節手段とを備えたことを特徴とするものである。なお上記の条件入力手段は、診断特性として、画像化が望まれる組織の被検体表面からの深さと、画像精細度とを入力するものであることが望ましい。そして、条件入力手段が上記深さと画像精細度とを入力するものである場合は、前記パルス幅調節手段が、画像化したい組織の被検体表面からの深さが大であるほど、前記パルス幅をより大きく設定するように構成されることが望ましい。さらに、条件入力手段が上記深さと画像精細度とを入力するものである場合は、前記パルス幅調節手段が、画像精細度が高いほど、前記パルス幅をより小さく設定するように構成されることも望ましい。またパルス幅調節手段は、音響波検出手段の帯域が高いほど、前記パルス幅をより小さく設定するように構成されてもよい。なお本発明の光音響画像化装置における上記音響波検出手段は、音響波を検出するプローブおよび、そのプローブからの出力信号を処理する電気回路の双方であっても、あるいは一方であってもよい。したがって、上記条件入力手段に入力される帯域を示す情報は、プローブの帯域を示すものであってもよいし、あるいは電気回路の帯域を示すものであってもよい。上述のようなプローブは、光音響画像化装置本体に対して着脱自在とされることが多い。そのように、音響波検出手段の少なくとも一部が光音響画像化装置本体に対して着脱自在とされる場合は、その着脱自在とされる部分が、光音響画像化装置本体に装着されたとき自身の帯域を示す情報を前記条件入力手段に自動入力するように構成されることが望ましい。また本発明の光音響画像化装置は、光音響データから、被検体に照射されたパルス光の光強度の時間波形の微分波形である光微分波形をデコンボリューションした信号を生成する光微分波形逆畳込み手段を備えていてもよい。本発明による光音響画像化方法によれば、表示される画像に求められる診断特性および/または音響波検出手段の帯域に応じてパルス光のパルス幅を調節するようにしたので、音響波検出手段の帯域も考慮した上で、求められる診断特性に十分に対応した光音響画像を表示可能となる。他方、本発明による光音響画像化装置によれば、表示される画像に求められる診断特性および/または音響波検出手段の帯域を示す情報を入力する条件入力手段と、この条件入力手段から入力された情報に基づいてパルス光のパルス幅を調節するパルス幅調節手段とを備えたので、上述した本発明による光音響画像化方法を実施可能となる。また、本発明の光音響画像化装置において特に、光音響画像化装置本体に対して着脱自在とされた音響波検出手段の部分が、光音響画像化装置本体に装着されたとき自身の帯域を示す情報を上記条件入力手段に自動入力するように構成された場合は、この帯域を示す情報を装置使用者が入力する必要がなくなるので、光音響画像化のための操作が簡素化される。以下、図面を参照して本発明の実施形態を詳細に説明する。図1は、本発明の一実施形態による光音響画像化装置10の基本構成を示すブロック図である。この光音響画像化装置10は、一例として光音響画像と超音波画像の双方を取得可能とされたもので、超音波探触子プローブ11、超音波ユニット12、レーザ光源ユニット13、画像表示手段14、条件入力操作部50、条件入力制御部51、およびパルス幅調節手段52を備えている。上記レーザ光源ユニット13は、例えば中心波長756nsのレーザ光を発するものとされている。レーザ光源ユニット13から出射したレーザ光は被検体に照射される。このレーザ光は、例えば複数の光ファイバなどの導光手段を用いてプローブ11まで導光され、プローブ11の部分から被検体に向けて照射されるのが望ましい。プローブ11は、被検体に対する超音波の出力送信、および被検体から反射して戻って来る反射超音波の検出受信を行う。そのためにプローブ11は、例えば一次元に配列された複数の超音波振動子を有する。またプローブ11は、被検体内の観察対象物がレーザ光源ユニット13からのレーザ光を吸収することで生じた超音波音響波を、上記複数の超音波振動子によって検出する。プローブ11は、上記音響波を検出して音響波検出信号を出力し、また上記反射超音波を検出して超音波検出信号を出力する。なお、このプローブ11に上述した導光手段が結合される場合は、その導光手段の端部つまり複数の光ファイバの先端部等が、上記複数の超音波振動子の並び方向に沿って配置され、そこから被検体に向けてレーザ光が照射される。以下では、このように導光手段がプローブ11に結合される場合を例に取って説明する。またプローブ11に接続された上記導光手段は、超音波ユニット12やレーザ光源ユニット13を収容する光音響画像化装置本体図示せずに対して、着脱自在とされている。それによりプローブ11は、光音響画像化装置本体に対して着脱自在となっている。なお、導光手段の基端を光音響画像化装置本体に対して固定とする一方、その先端にプローブ11が着脱自在に構成されてもよく、その場合も結局、プローブ11が光音響画像化装置本体に対して着脱自在となる。被検体の光音響画像あるいは超音波画像を取得する際、プローブ11は上記複数の超音波振動子が並ぶ一次元方向に対してほぼ直角な方向に移動され、それにより被検体がレーザ光および超音波によって二次元走査される。この走査は、検査者が手操作でプローブ11を動かして行ってもよく、あるいは、走査機構を用いてより精密な二次元走査を実現するようにしてもよい。超音波ユニット12は、受信回路21、AD変換手段22、受信メモリ23、データ分離手段24、画像再構成手段25、検波対数変換手段26、画像構築手段27を有している。画像構築手段27の出力は、例えばCRTや液晶表示装置等からなる画像表示手段14に入力される。さらに超音波ユニット12は、送信制御回路30、および超音波ユニット12内の各部等の動作を制御する制御手段31を有している。上記受信回路21は、プローブ11が出力した音響波検出信号および超音波検出信号を受信する。AD変換手段22はサンプリング手段であり、受信回路21が受信した音響波検出信号および超音波検出信号をサンプリングして、それぞれデジタル信号である光音響データおよび超音波データに変換する。このサンプリングは、例えば外部から入力されるADクロック信号に同期して、所定のサンプリング周期でなされる。レーザ光源ユニット13は、Ti:Sapphireレーザや、アレキサンドライトレーザ等からなるQスイッチパルスレーザ32と、その励起光源であるフラッシュランプ33とを含むものである。このレーザ光源ユニット13には、前記制御手段31から光出射を指示する光トリガ信号が入力されるようになっており、該光トリガ信号を受けると、フラッシュランプ33を点灯させてQスイッチパルスレーザ32を励起する。制御手段31は、例えばフラッシュランプ33がQスイッチパルスレーザ32を十分に励起させると、Qスイッチトリガ信号を出力する。Qスイッチパルスレーザ32は、Qスイッチトリガ信号を受けるとそのQスイッチをオンにし、波長756nsのパルスレーザ光を出射させる。ここで、フラッシュランプ33の点灯からQスイッチパルスレーザ33が十分な励起状態となるまでに要する時間は、Qスイッチパルスレーザ33の特性などから見積もることができる。なお、上述のように制御手段31からQスイッチを制御するのに代えて、レーザ光源ユニット13内において、Qスイッチパルスレーザ32を十分に励起させた後にQスイッチをオンにしてもよい。その場合は、Qスイッチをオンにしたことを示す信号を超音波ユニット12側に通知してもよい。なお、本発明の光音響画像化装置においては、波長切り替えが可能なパルスレーザが用いられてもよい。後述するようにしてパルスレーザ光のパルス幅を変化させるに当たり、パルスレーザが波長切り替えが可能なものである場合は、各波長のパルスレーザに付いて独自にパルス幅が調節される。一般には、波長に応じてパルス幅も変わる。例えばチタンサファイアレーザの場合は、波長が700nm程度に短くなると、パルス幅は波長が800nm程度のときのパルス幅よりも長くなるパルス幅と波長との関係は、レーザ結晶に依存する。各波長のパルスレーザ光がプローブの帯域に合うように、波長に応じてパルス幅の調節度合いを変化させてもよい。また制御手段31は、送信制御回路30に、超音波送信を指示する超音波トリガ信号を入力する。送信制御回路30は、この超音波トリガ信号を受けると、プローブ11から超音波を送信させる。制御手段31は、先に前記光トリガ信号を出力し、その後、超音波トリガ信号を出力する。光トリガ信号が出力されることで被検体に対するレーザ光の照射、および音響波の検出が行われ、その後、超音波トリガ信号が出力されることで被検体に対する超音波の送信、および反射超音波の検出が行われる。制御手段31はさらに、AD変換手段22に対して、サンプリング開始を指示するサンプリングトリガ信号を出力する。このサンプリングトリガ信号は、前記光トリガ信号が出力された後で、かつ超音波トリガ信号が出力される前、より好ましくは被検体に実際にレーザ光が照射されるタイミングで出力される。そのためにサンプリングトリガ信号は、例えば制御手段31がQスイッチトリガ信号を出力するタイミングに同期して出力される。AD変換手段22は上記サンプリングトリガ信号を受けると、プローブ11が出力して受信回路21が受信した音響波検出信号のサンプリングを開始する。制御手段31は、光トリガ信号を出力した後、音響波の検出を終了するタイミングで超音波トリガ信号を出力する。このとき、AD変換手段22は音響波検出信号のサンプリングを中断せず、サンプリングを継続して実施する。言い換えれば、制御手段31は、AD変換手段22が音響波検出信号のサンプリングを継続している状態で、超音波トリガ信号を出力する。超音波トリガ信号に応答してプローブ11が超音波送信を行うことで、プローブ11の検出対象は、音響波から反射超音波に変わる。AD変換手段22は、検出された超音波検出信号のサンプリングを継続することで、音響波検出信号と超音波検出信号とを、連続的にサンプリングする。AD変換手段22は、サンプリングして得られた光音響データおよび超音波データを、共通の受信メモリ23に格納する。受信メモリ23に格納されたサンプリングデータは、ある時点までは光音響データであり、ある時点からは超音波データとなる。データ分離手段24は、受信メモリ23に格納された光音響データと超音波データとを分離する。条件入力操作部50はキーボードやマウス等の手段からなり、装置使用者により操作されて、後述する診断特性に関する情報を条件入力制御部51に入力する。条件入力制御部51は上記条件入力操作部50と共に本発明における条件入力手段を構成するものであり、そこには、プローブ11が出力するプローブ自身の帯域を示す情報も自動入力されるようになっている。条件入力制御部51は上記プローブの帯域を示す情報と、診断特性に関する情報をパルス幅調節手段52に入力する。パルス幅調節手段52は、例えばQスイッチパルスレーザ33のQスイッチを構成するEO電気光学素子の駆動電圧の変化速度を変えることにより、該レーザ33から出力されるパルスレーザ光のパルス幅を変化させる。なお、このようにして変化させるパルス幅の変化幅よりもさらに大きくパルス幅を変化させたい場合は、パルスレーザ33の後段に光シャッタを追加してパルス幅を制御させてもよい。すなわちそのような光シャッタは、入射したパルスレーザ光を、その発光時間内の一部時間において遮蔽することにより、そこから出射するパルスレーザ光のパルス幅を変化させる。なお上記の一部時間は、例えば、パルスレーザ光の発光開始時点から、光強度が極大値をとる時点かそれよりも前の時点までの間とされる。その種の光シャッタとしては例えば、EOElectricaloptical素子と偏光板およびEO素子の駆動回路を組み合わせてなるEOシャッタを用いることができる。あるいは、パルスレーザ光を分岐し、片方の光路にEO素子を配置して位相を変え、再び合波するような光学系を組み、マッハツェンダ型光強度変調器としてシャッタ作用をさせるものを用いることもできる。以下、光音響画像の生成および表示について説明する。図1のデータ分離手段24には、受信メモリ23から読み出された超音波データおよび、波長756nsのパルスレーザ光を被検体に照射して得られた光音響データが入力される。データ分離手段24は、光音響画像の生成時には光音響データのみを後段の画像再構成手段25に入力する。画像再構成手段25はこの光音響データに基づいて、光音響画像を示すデータを再構成する。検波対数変換手段26は上記光音響画像を示すデータの包絡線を生成し、次いでその包絡線を対数変換してダイナミックレンジを広げる。検波対数変換手段26はこれらの処理後のデータを画像構築手段27に入力する。画像構築手段27は入力されたデータに基づいて、パルスレーザ光により走査された断面に関する光音響画像を構築し、その光音響画像を示すデータを画像表示手段14に入力する。それにより画像表示手段14には、上記断面に関する光音響画像が表示される。なお、前述したようにプローブ11を移動して被検体をレーザ光によって二次元走査し、その走査に伴って得られた複数の断面に関する画像データに基づいて、被検体の所望部位例えば血管等を三次元表示する光音響画像を生成、表示することも可能である。また、データ分離手段24が分離した超音波データに基づいて、被検体の超音波画像を生成、表示することも可能である。その超音波画像の生成、表示は、従来公知の方法によって行えばよく、本発明とは直接関連が無いので詳しい説明は省略するが、そのような超音波画像と光音響画像とを重ね合わせて表示させることも可能である。次に、被検体に照射するパルスレーザ光のパルス幅を調節する点について詳しく説明する。本実施形態において、表示される光音響画像に求められる診断特性は下の表1に示す1~4の4通りとされ、また1つの診断特性に対して1つのプローブ帯域が設定されるようになっている。なお上記1~3は診断特性として、表示したい組織の被検体表面からの深さおよび画像精細度を規定したものであり、4は診断特性として、画像構築手段27が出力する光音響画像を示すデータが波形解析に適合したものである旨を規定するものである。本発明においては上記4の場合のように、光音響画像を示すデータに求められる診断特性も、表示される画像に求められる診断特性に含まれるものとする。本実施形態では、図1の条件入力操作部50を操作することにより、表示したい組織の被検体表面からの深さと画像精細度が入力される。より詳しく説明すれば、本例では診断特性1~4にそれぞれ特有のモード名が設定されて、装置使用者はそのモード名を条件入力操作部50から入力するだけで診断特性の入力操作が済むようになっている。ただしこれに限らず、装置使用者が使用の都度、望まれる診断特性をキーボード等から具体的に入力するようにしてもよい。また、プローブ11の帯域を示す情報は前述した通り該プローブ11から自動入力されるので、装置使用者がプローブの帯域情報を入力する必要がなく、作業が簡素化される。ただしこれに限らず、装置使用者が条件入力操作部50を操作してプローブの帯域情報を入力するようにしてもよい。以下、上記1~4の各場合におけるパルス幅設定の理由について説明する。1被検体表面から20~40mm程度の比較的深い所に存在する組織を明瞭に観察したい場合は、パルス幅を比較的大きく設定してパルスレーザ光のエネルギーを大きくするのが有利である。また、深い位置の組織を観察する上で音響波の周波数は、光音響波が低い周波数成分を多く含む信号となる点からも、そして生体の音響吸収の点からも、より低周波であるのが有利である。以上の観点からこの場合は、比較的低周波数の帯域中心周波数:3MHzの例えばPZTチタン酸ジルコン酸鉛:Pbzirconatetitanate系狭帯域プローブを適用して、パルス幅は50nsナノ秒~100ns以下の範囲にある比較的大きい値に設定するようにしている。なおこの場合、パルス幅は100ns以上に設定しても構わない。ここでいう狭帯域プローブとは、中心周波数の感度の半分となる中心周波数より高い周波数と低い周波数の差が、中心周波数の値の50から100程度の帯域となるプローブとする。2被検体表面から10mm~20mm未満位の中程度の深さの所に存在する組織を明瞭に観察したい場合は、パルス幅を上記よりもやや小さく設定してパルスレーザ光のエネルギーを若干小さくするのが、画像精細度を高める上で好ましい。以上の観点からこの場合は、上記よりもやや高周波数の帯域中心周波数:5MHzのPZT系狭帯域プローブを適用して、パルス幅は20ns~50ns未満の範囲にある中程度の値に設定するようにしている。3被検体表面から0~10mm未満位の浅い所に存在する組織を明瞭に観察したい場合は、パルス幅を上記よりもさらに小さく設定してパルスレーザ光のエネルギーをより小さくするのが、より高精細な画像を表示する上で好ましい。以上の観点からこの場合は、上記よりもさらに高周波数の帯域中心周波数:10MHzのPZT系狭帯域プローブを適用して、パルス幅は10ns~20ns未満の範囲にある、やや小程度の値に設定するようにしている。4画像を表示するのではなく、検波対数変換手段26が出力する光音響画像を示すデータの波形を解析して診断するためには、パルス幅を最も小さくして波形の詳細を把握できるようにするのが有利である。以上の観点からこの場合は、上記よりもさらに高周波数まで取得できるPVDFポリフッ化ビニリデン:polyvinylidenedifluoride系広帯域プローブを適用して、パルス幅は3ns~10ns未満の範囲にある小さい値に設定するようにしている。以上により本実施形態においては、求められる診断特性に十分に対応した光音響画像を表示可能となる。なおパルスレーザ光のエネルギーはパルス幅が小さいほど低下するので、その低下を補うために、前述したフラッシュランプ33の励起エネルギーを高く設定するようにしてもよい。なお、以上説明した実施形態では、プローブ11の帯域に応じてパルスレーザ光のパルス幅を調節するようにしているが、これに加えてプローブ11の出力を処理する電気回路の帯域に応じて、さらにはプローブ11の帯域および電気回路の帯域に応じてパルスレーザ光のパルス幅を調節するようにしてもよい。また、例えばプローブ11の帯域が狭い場合には電気回路の帯域も狭める等のように、プローブ11の帯域に応じて電気回路の帯域を変えるようにしてもよい。また本発明の光音響画像化装置および方法は、上記実施形態にのみ限定されるものではなく、上記実施形態の構成から種々の修正および変更を施したものも、本発明の範囲に含まれる。例えば本発明は、デコンボリューション処理を施すようにした光音響画像化装置および方法にも適用可能である。図2は、そのデコンボリューション処理を施すように構成された光音響画像化装置の一部を示すブロック図である。この図2の構成は、例えば図1に示した画像再構成手段25と検波対数変換手段26との間に挿入されるものであり、光微分波形逆畳込み手段40およびその後段に接続された補正手段46とからなる。そして分波形逆畳込み手段40は、フーリエ変換手段41、42、逆フィルタ演算手段43、フィルタ適用手段44、およびフーリエ逆変換手段45から構成されている。上記分波形逆畳込み手段40は、画像再構成手段25が出力した光音響画像を示すデータから、被検体に照射されたパルスレーザ光の光強度の時間波形を微分した光パルス微分波形をデコンボリューションする。このデコンボリューションにより、吸収分布を示す光音響画像データが得られる。以下、このデコンボリューションについて詳しく説明する。光微分波形逆畳込み手段40のフーリエ変換手段第1のフーリエ変換手段41は、離散フーリエ変換により、再構成された光音響画像データを時間領域の信号から周波数領域の信号へと変換する。フーリエ変換手段第2のフーリエ変換手段42は、離散フーリエ変換により、光パルス微分波形を所定のサンプリングレートでサンプリングした信号を時間領域の信号から周波数領域の信号へと変換する。フーリエ変換のアルゴリズムには、例えばFFTを用いることができる。本実施形態においては、AD変換手段22における音響波検出信号のサンプリングレートと、光パルス微分波形のサンプリングレートとは等しいものとする。例えば音響波検出信号はFs=40MHzのサンプリングクロックに同期してサンプリングされており、光微分パルスも、Fs_h=40MHzのサンプリングレートでサンプリングされている。フーリエ変換手段41は、40MHzでサンプリングした結果得られた、画像再構成手段25が出力する光音響画像データを、例えば1024点のフーリエ変換でフーリエ変換する。また、フーリエ変換手段42は、40MHzでサンプリングされた光パルス微分波形を1024点のフーリエ変換でフーリエ変換する。逆フィルタ演算手段43は、フーリエ変換された光パルス微分波形の逆数を逆フィルタとして求める。例えば逆フィルタ演算手段43は、光パルス微分波形hをフーリエ変換した信号をfft_hとしたとき、conjabs2を逆フィルタとして求める。フィルタ適用手段44は、フーリエ変換手段41でフーリエ変換された光音響画像データに、逆フィルタ演算手段43で求められた逆フィルタを適用する。フィルタ適用手段44は、例えば、要素ごとに、光音響画像データのフーリエ係数と逆フィルタのフーリエ係数とを乗算する。逆フィルタが適用されることで、周波数領域の信号において、光パルス微分波形がデコンボリューションされる。フーリエ逆変換手段45は、フーリエ逆変換により、逆フィルタが適用された光音響画像データを、周波数領域の信号から時間領域の信号へと変換する。フーリエ逆変換により、時間領域の吸収分布信号が得られる。以上述べた処理を行うことにより、光微分項がコンボリューションされた音響波検出信号から光微分項を除去することができ、音響波検出信号から吸収分布を求めることができる。そのような吸収分布を画像化した場合には、吸収分布画像を示す光音響画像が得られる。なお補正手段46は、光パルス微分波形がデコンボリューションされたデータを補正し、光パルス微分波形がデコンボリューションされたデータから、プローブ11における超音波振動子の受信角度依存特性の影響を除去する。また、補正手段46は、受信角度依存特性に加えて、またはこれらに代えて、光パルス微分波形がデコンボリューションされたデータから被検体における光の入射光分布の影響を除去する。なお、このような補正を行わずに、光音響画像の生成を行ってもよい。