"被検体内に挿入される挿入部を有し、前記被検体内の観察部位を撮像する撮像素子を有する電子内視鏡と、前記電子内視鏡に撮像用の光を供給する光源装置であり、前記観察部位の通常観察画像を得るための照明光に利用される白色光を発する白色光源と、前記白色光の光路上に挿脱自在に配置され、前記白色光に含まれる一部の波長帯域の光を色分離して、前記観察部位に存在する血管の血中ヘモグロビンの酸素飽和度を測定するための酸素飽和度測定光を生成するバンドパスフイルタであり、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数の大小関係が同じ波長帯域を有する複数の狭帯域光を透過する光学特性を持つバンドパスフイルタとを有する光源装置と、前記観察部位で反射した前記酸素飽和度測定光を受光した前記撮像素子が出力する撮像信号に基づいて、前記酸素飽和度を求める血液情報算出手段を有するプロセッサ装置とを備えていることを特徴とする内視鏡システム。前記複数の狭帯域光の波長帯域は、それぞれ600nm以下であることを特徴とする請求項1記載の内視鏡システム。前記複数の狭帯域光には、波長が400nm台の青色領域の狭帯域光が少なくとも1つ含まれることを特徴とする請求項2記載の内視鏡システム。前記複数の狭帯域光には、波長帯域が473nm±10nmの狭帯域光と、波長帯域が410±10nmの狭帯域光が含まれることを特徴とする請求項3記載の内視鏡システム。前記複数の狭帯域光には、波長帯域が445nm±10nmの狭帯域光と、波長帯域が555±10nmの狭帯域光が含まれることを特徴とする請求項3記載の内視鏡システム。前記プロセッサ装置は、前記酸素飽和度を画像化する画像生成手段を備えていることを特徴とする請求項1~5のいずれか1項に記載の内視鏡システム。さらに、前記血液情報算出手段は、前記酸素飽和度測定光に対応して前記撮像素子が出力する第1撮像信号と、前記白色光から色分離して生成された赤色領域の波長帯域を有し前記観察部位に存在する血管の血液量を測定するための血液量測定光に対応して前記撮像素子が出力する第2撮像信号に基づいて、前記血液量及び前記酸素飽和度を算出し、前記画像生成手段は、前記酸素飽和度と前記血液量の両方の情報を画像化することを特徴とする請求項6記載の内視鏡システム。前記画像生成手段は、前記血液量及び酸素飽和度算出手段によって算出された前記血液量及び前記酸素飽和度に応じて色調が変化するカラーテーブルを用いて、前記血液量及び前記酸素飽和度の情報が反映された疑似カラー画像を生成することを特徴とする請求項7に記載の内視鏡システム。前記血液量測定光は、590nm~700nmの波長帯域を有することを特徴とする請求項7又は8に記載の内視鏡システム。前記血液情報算出手段は、前記酸素飽和度と前記血液量の両方に依存性を有する前記第1撮像信号と、前記第1撮像信号と前記第2撮像信号を規格化するための参照信号の比である第1信号比と、前記血液量に依存性を有する前記第2撮像信号と、前記参照信号の比である第2信号比とを求める信号比算出手段と、前記酸素飽和度と前記第1信号比及び前記第2信号比との第1の相関関係と、前記血液量と前記第2信号比との第2の相関関係を記憶する相関関係記憶部とを有しており、前記第2相関関係を参照して前記第2信号比に対応する前記血液量を求めるとともに、前記第1相関関係を参照して前記前記第1信号比に対応する酸素飽和度を求めることを特徴とする請求項7~9のいずれか1項に記載の内視鏡システム。前記撮像素子は単色の撮像信号を出力するモノクロ撮像素子であり、前記光源装置は、青色、緑色、赤色の三色、またはイエロー、マゼンタ、シアンの三色の透過領域を有し、三色の各透過領域を前記白色光の光路に選択的に挿入して、前記白色光を三色の光に色分離するフイルタを有しており、前記通常観察画像を得る通常観察モードにおいて、前記三色の光を順次前記電子内視鏡に供給する面順次式であることを特徴とする請求項1~10のいずれか1項に記載の内視鏡システム。前記撮像素子は、青色、緑色、赤色の三色、またはイエロー、マゼンタ、シアンの三色の画素を有し、各色の画素に対応した三色の画像信号を出力するカラー撮像素子であり、前記光源装置は、前記通常観察画像を得る通常観察モードにおいて、前記白色光を色分離せずに前記電子内視鏡に供給する同時式であることを特徴とする請求項1~10のいずれか1項に記載の内視鏡システム。被検体内に挿入される挿入部を有し、前記被検体内の観察部位を撮像する撮像素子を有する電子内視鏡を有する電子内視鏡システムに用いられ、前記電子内視鏡に撮像用の光を供給する光源装置において、前記観察部位の通常観察画像を得るための照明光に利用される白色光を発する白色光源と、前記白色光の光路上に挿脱自在に配置され、前記白色光に含まれる一部の波長帯域の光を色分離して、前記観察部位に存在する血管の血中ヘモグロビンの酸素飽和度を測定するための酸素飽和度測定光を生成するバンドパスフイルタであり、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数の大小関係が同じ波長帯域を有する複数の狭帯域光を透過する光学特性を持つバンドパスフイルタとを有することを特徴とする光源装置。特許文献1のように、酸素飽和度測定光として近赤外領域の波長帯域を利用すれば、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数の大小関係が逆転しない領域が比較的広範囲に及ぶため、波長帯域を広げることにより光量を確保することができる。しかしながら、表層や中層に存在する血管の酸素飽和度情報の測定するためには、青色領域や緑色領域の測定光を利用する必要があるが、青色領域や緑色領域の場合には、近赤外領域の波長帯域を利用する場合のように波長帯域を広げて光量を確保することができないため、光量が不足するという問題があった。理由は次のとおりである。粘膜表層から深層に向かう光の深達度は波長依存性があり、波長が短いほど深達度が低く、長いほど深達度が高い。そのため、表層や中層に存在する血管の酸素飽和度情報を得るためには青色領域や緑色領域の測定光を用いる必要がある。しかし、ヘモグロビンの吸光スペクトルは、青色領域や緑色領域において、近赤外領域と比較して等吸収点が多く存在するため、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数の大小関係が逆転しない領域が狭い。そのため、青色領域や緑色領域においては、近赤外領域のように測定光の波長帯域を広くして光量を稼ぐことができないため、光量が不足するという問題が生じる。特許文献1には、上述のとおり参照光について、波長帯域を広げることで光量不足を解消する対策が開示されているが、青色領域及び緑色領域の測定光について光量不足が生じるという課題及びその解決策については開示されていない。また、特許文献1の第2実施例においては、第14図に示すように、白色光源に加えて、測定光用の光源として、波長帯域が狭い狭帯域光の大出力化が可能なレーザ光源などの半導体光源を利用することが開示されているが、半導体光源を利用する方法は、製造コストの増加や装置構成の複雑化を招くという問題がある。本発明は、上記課題に鑑みてなされたものであり、その目的は、内視鏡システムにおいて、製造コストの増加や装置構成の複雑化を招くことなく、表層血管や中層血管に関する酸素飽和度について、測定精度の向上を図るとともに酸素飽和度を表す画像の明るさを向上することにある。上記目的を達成するために、本発明の内視鏡システムは、被検体内に挿入される挿入部を有し、前記被検体内の観察部位を撮像する撮像素子を有する電子内視鏡と、前記電子内視鏡に撮像用の光を供給する光源装置であり、前記観察部位の通常観察画像を得るための照明光に利用される白色光を発する白色光源と、前記白色光の光路上に挿脱自在に配置され、前記白色光に含まれる一部の波長帯域の光を色分離して、前記観察部位に存在する血管の血中ヘモグロビンの酸素飽和度を測定するための酸素飽和度測定光を生成するバンドパスフイルタであり、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数の大小関係が同じ波長帯域を有する複数の狭帯域光を透過する光学特性を持つバンドパスフイルタとを有する光源装置と、前記観察部位で反射した前記酸素飽和度測定光を受光した前記撮像素子が出力する撮像信号に基づいて、前記酸素飽和度を求める血液情報算出手段を有するプロセッサ装置とを備えていることを特徴とする。前記複数の狭帯域光の波長帯域は、それぞれ600nm以下であることが好ましい。前記複数の狭帯域光には、波長が400nm台の青色領域の狭帯域光が少なくとも1つ含まれることが好ましい。前記複数の狭帯域光には、例えば、波長帯域が473nm±10nmの狭帯域光と、波長帯域が410±10nmの狭帯域光の2つの狭帯域光、あるいは、波長帯域が445nm±10nmの狭帯域光と、波長帯域が555±10nmの狭帯域光の2つの狭帯域光が含まれる。前記プロセッサ装置は、前記酸素飽和度を画像化する画像生成手段を備えていることが好ましい。さらに、前記血液情報算出手段は、前記酸素飽和度測定光に対応して前記撮像素子が出力する第1撮像信号と、前記白色光から色分離して生成された赤色領域の波長帯域を有し前記観察部位に存在する血管の血液量を測定するための血液量測定光に対応して前記撮像素子が出力する第2撮像信号に基づいて、前記血液量及び前記酸素飽和度を算出し、前記画像生成手段は、前記酸素飽和度と前記血液量の両方の情報を画像化することが好ましい。前記画像生成手段は、前記血液量及び酸素飽和度算出手段によって算出された前記血液量及び前記酸素飽和度に応じて色調が変化するカラーテーブルを用いて、前記血液量及び前記酸素飽和度の情報が反映された疑似カラー画像を生成することが好ましい。前記血液量測定光は、590nm~700nmの波長帯域を有することが好ましい。前記血液情報算出手段は、前記酸素飽和度と前記血液量の両方に依存性を有する前記第1撮像信号と、前記第1撮像信号と前記第2撮像信号を規格化するための参照信号の比である第1信号比と、前記血液量に依存性を有する前記第2撮像信号と、前記参照信号の比である第2信号比とを求める信号比算出手段と、前記酸素飽和度と前記第1信号比及び前記第2信号比との第1の相関関係と、前記血液量と前記第2信号比との第2の相関関係を記憶する相関関係記憶部とを有しており、前記第2相関関係を参照して前記第2信号比に対応する前記血液量を求めるとともに、前記第1相関関係を参照して前記前記第1信号比に対応する酸素飽和度を求めることが好ましい。前記撮像素子は、例えば、単色の撮像信号を出力するモノクロ撮像素子であり、前記光源装置は、青色、緑色、赤色の三色、またはイエロー、マゼンタ、シアンの三色の透過領域を有し、三色の各透過領域を前記白色光の光路に選択的に挿入して、前記白色光を三色の光に色分離するフイルタを有しており、前記通常観察画像を得る通常観察モードにおいて、前記三色の光を順次前記電子内視鏡に供給する面順次式である。前記撮像素子は、例えば、青色、緑色、赤色の三色、またはイエロー、マゼンタ、シアンの三色の画素を有し、各色の画素に対応した三色の画像信号を出力するカラー撮像素子であり、前記光源装置は、前記通常観察画像を得る通常観察モードにおいて、前記白色光を色分離せずに前記電子内視鏡に供給する同時式でもよい。本発明の光源装置は、被検体内に挿入される挿入部を有し、前記被検体内の観察部位を撮像する撮像素子を有する電子内視鏡を有する電子内視鏡システムに用いられ、前記電子内視鏡に撮像用の光を供給する光源装置において、前記観察部位の通常観察画像を得るための照明光に利用される白色光を発する白色光源と、前記白色光の光路上に挿脱自在に配置され、前記白色光に含まれる一部の波長帯域の光を色分離して、前記観察部位に存在する血管の血中ヘモグロビンの酸素飽和度を測定するための酸素飽和度測定光を生成するバンドパスフイルタであり、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数の大小関係が同じ波長帯域を有する複数の狭帯域光を透過する光学特性を持つバンドパスフイルタとを有することを特徴とする。本発明によれば、白色光に含まれる一部の波長帯域の光を色分離して、前記観察部位に存在する血管の血中ヘモグロビンの酸素飽和度を測定するための酸素飽和度測定光を生成するバンドパスフイルタであり、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数の大小関係が同じ波長帯域を有する複数の狭帯域光を透過する光学特性を持つバンドパスフイルタを有するから、内視鏡システムにおいて、製造コストの増加や装置構成の複雑化を招くことなく、表層血管や中層血管に関する酸素飽和度について、測定精度の向上を図るとともに酸素飽和度を表す画像の明るさを向上することにある。[第1実施形態]図1に示すように、本発明の第1実施形態の内視鏡システム10は、被検体内の観察部位を撮像する電子内視鏡11と、撮像により得られた信号に基づいて観察部位の観察画像を生成するプロセッサ装置12と、観察部位を照射する光を供給する光源装置13と、観察画像を表示するモニタ14とを備えている。プロセッサ装置12には、キーボードやマウスなどの操作入力部であるコンソール15が設けられている。内視鏡システム10は、白色光のもとで観察部位を観察する通常観察モードと、機能情報観察モードの2つの動作モードを備えている。機能情報観察モードは、特殊光を利用して、観察部位に存在する血管に関する生体機能情報である、酸素飽和度及び血液量を取得して、これらを画像化して観察するモードである。電子内視鏡11は、被検体内に挿入される可撓性の挿入部16と、挿入部16の基端部分に設けられた操作部17と、操作部17とプロセッサ装置12及び光源装置13との間を連結するユニバーサルコード18とを備えている。挿入部16は、先端から順に連設された、先端部19、湾曲部20、可撓管部21からなる。図2に示すように、先端部19の先端面には、観察部位に照明光を照射する照明窓22、観察部位で反射した像光が入射する観察窓23、観察窓23を洗浄するために送気送水を行うための送気送水ノズル24、鉗子や電気メスといった処置具を突出させる鉗子出口25などが設けられている。観察窓23の奥には、撮像素子44図3参照や結像用の光学系が内蔵されている。湾曲部20は、連結された複数の湾曲駒からなり、操作部17のアングルノブ26を操作することにより、上下左右方向に湾曲動作する。湾曲部20が湾曲することにより、先端部19の向きが所望の方向に向けられる。可撓管部21は、食道や腸など曲がりくねった管道に挿入できるように可撓性を有している。挿入部16には、撮像素子44を駆動する駆動信号や撮像素子44が出力する撮像信号を通信する通信ケーブルや、光源装置13から供給される照明光を照明窓22に導光するライトガイド43図3参照が挿通されている。操作部17には、アンブルノブ26の他、処置具を挿入するための鉗子口27、送気送水操作を行う送気送水ボタン、静止画像を撮影するためのレリーズボタンなどが設けられている。ユニバーサルコード18には、挿入部16から延設される通信ケーブルやライトガイド43が挿通されており、一端には、プロセッサ装置12および光源装置13側にコネクタ28が取り付けられている。コネクタ28は、通信用コネクタと光源用コネクタからなる複合タイプのコネクタであり、通信用コネクタには通信ケーブルの一端が、光源用コネクタにはライトガイド43の一端がそれぞれ配設される。電子内視鏡11は、このコネクタ28を介して、プロセッサ装置12および光源装置13に着脱自在に接続される。図3に示すように、光源装置13は、白色光源30と、これらを駆動制御する光源制御部32とを備えている。光源制御部32は、光源装置13の各部の駆動開始、終了、駆動タイミング、同期タイミングなどの制御を行う。白色光源30は、キセノンランプ、ハロゲンランプ、メタルハライドランプなど、青色領域から赤色領域約400~700nmにわたる広い波長帯域において発光スペクトルが連続する広帯域の白色光BBを発生する。白色光源30は、既存の光源装置の多くに搭載されているものと同様であり、既存の光源装置からの部品の流用が可能である。白色光源30は、白色光BBを放射するランプ30aと、ランプ30aが放射する広白色光BBを出射方向に向けて反射するリフレクタ30bとからなる。キセノンランプやハロゲンランプなどの白色光源は、点灯開始から光量が安定するまでに時間が掛かるため、白色光源30は、光源装置13の電源が投入されると点灯を開始し、電子内視鏡11の使用中、常時点灯する。また、白色光源30の光路上には、絞り33が配置されており、白色光源30の光量制御は絞り33の開度を調節することによって行われる。白色光源30が発光する白色光BBの光路には、ロータリフイルタ34が配置されている。図4に示すように、ロータリフイルタ34は、円板形状をしており、円周方向に3分割されて中心角が120°の扇形の領域に、それぞれB、G、Rの光を透過するBフイルタ部34a、Gフイルタ部34b、Rフイルタ部34cの三色のカラーフイルタが設けられている。ロータリフイルタ34は、Bフイルタ部34a、Gフイルタ部34b、Rフイルタ部34cが選択的に白色光BBの光路に挿入されるように回転自在に設けられている。モータ34dは、ロータリフイルタ34を回転させるための駆動源である。ロータリフイルタ34が回転すると、各色のフイルタ部34a、Gフイルタ部34b、Rフイルタ部34cが順次白色光BBの光路に挿入される。Bフイルタ部34a、Gフイルタ部34b、Rフイルタ部34cは、それぞれ図5に示す分光透過率を有しており、白色光BBが各フイルタ部34a~34cを透過することにより、B、G、Rの各色に分離されてB色光、G色光、R色光が生成される。光源装置13は、白色光の下で観察部位を観察する通常観察モードにおいて、白色光源30の光をロータリフイルタ34でB、G、Rの三色の光に順次色分離して生成し、生成した三色の光を電子内視鏡11に対して順次供給する、いわゆる面順次方式である。電子内視鏡11の撮像素子44図3参照は、撮像面にマイクロカラーフイルタが設けられていないモノクロの撮像素子であり、撮像面を構成する各画素は、白色光の発光スペクトルのほぼ全域に感度を有する。撮像素子44は、光源装置13から順次供給される光に対応する色の撮像信号を出力する。ロータリフイルタ34の回転速度や各フイルタ部34a、34b、34cの大きさは、撮像素子44の1画面分の撮像信号を出力する間隔を規定するフレームレートに応じて決められる。白色光BBの光路において、ロータリフイルタ34の下流側には、絞り33、集光レンズ36、ロッドインテグレータ37が配置されている。絞り33は、光を遮光する遮光板と遮光板を変位させるアクチュエータ図示せずからなり、遮光板で白色光BBの光路の一部を遮光することにより光量を制御する。光源制御部32は、撮像素子44が出力する撮像信号をプロセッサ装置12から受け取り、撮像信号から撮像素子44の撮像面における露光量を求めて、絞り33の絞り量を決定する。絞り33は、決定した絞り量に応じて絞り径や光路への挿入量を調節して光量を制御する。集光レンズ36は、絞り33を通過した光を集光して、ロッドインテグレータ37に入射させる。ロッドインテグレータ37は、入射した光を内部で多重反射させることにより面内光量分布を均一化して、光源装置13に接続された電子内視鏡11のライトガイド43の入射端面に光を入射させる。白色光BBの光路において、ロータリフイルタ34と白色光源30の間には、白色光BBから青色領域の一部の狭い波長帯域の青色狭帯域光以下、単に狭帯域光というNを色分離するバンドパスフイルタ40が配置されている。狭帯域光Nは、酸素飽和度を測定するための酸素飽和度測定光である。バンドパスフイルタ40は、図5に示すように、波長帯域が470nm±10nm、好ましくは473nmに制限された第1狭帯域光N11と、波長帯域が410nm±10nm、好ましくは410nmに制限された第2狭帯域光N12の不連続な2つの波長帯域のみを透過し、他の波長帯域は透過させない光透過特性を持つマルチバンドパスフイルタである。図6に示すヘモグロビンの吸光スペクトルにおいて、グラフ70は酸化ヘモグロビンの吸光係数を、グラフ71は還元ヘモグロビンの吸光係数を示している。第1狭帯域光N11と第2狭帯域光N12のそれぞれの波長帯域は、ともに酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数に差があり、両者の大小関係が同じである。本例においては、還元ヘモグロビンの吸光係数が、酸化ヘモグロビンの吸光係数よりも大きい。第1狭帯域光N11と第2狭帯域光N12は、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数の大小関係が同じ波長帯域であるため、血中の酸化ヘモグロビンの割合である酸素飽和度の変化に応じて、各狭帯域光N11、N12の反射光量も、一方が下がれば上がれば、他方も下がる上がるというように、同じように変化する。ヘモグロビンの吸収スペクトルから明らかなように、青色領域や緑色領域においては、波長が600nm以上の赤外領域近赤外領域を含むと比較して、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数が交差する等吸収点各ヘモグロビンのグラフ70、71の交点が多く存在し、隣接する2つの等吸収点の間隔も狭い。等吸収点を境に短波長側と長波長側では各ヘモグロビンの吸光係数の大小関係は逆転するので、隣接する2つの等吸収点の間隔が狭いということは、両者の吸光係数の大小関係が逆転しない領域が狭いことを意味する。そのため、青色領域や緑色領域においては、波長帯域を広げると、大小関係が逆転する2つの領域の信号が混合して、輝度値が平均化されてしまうため、精度の高い情報が得られない。したがって、精度の高い情報を得るためには、隣接する2つの等吸収点の間隔に近い幅の波長帯域、好ましくは、隣接する2つの等吸収点の間隔に収まる波長帯域を持つ狭い狭帯域光を用いる必要がある。このように、青色領域や緑色領域において酸素飽和度測定光の波長帯域を選択する際には、赤色領域と比較して狭帯域にしなければならないという制約があるため、こうした狭帯域光を白色光から色分離して生成すると、光量が不足しがちである。そこで、本発明では、不連続な2つの波長帯域、具体的には、2つ以上の等吸収点を挟んで存在し、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数の大小関係が同じ2つの波長帯域を、それぞれ第1狭帯域光N11と第2狭帯域光N12の波長帯域として選択している。白色光から第1狭帯域光N11と第2狭帯域光N12の2つの狭帯域光を色分離して、分離した2つの狭帯域光N11、N12を合わせた狭帯域光Nが酸素飽和度測定光となるため、1つの波長帯域を色分離して酸素飽和度測定光とする場合と比べて高い光量が得られる。このため、表層血管や中層血管の酸素飽和度の測定精度を向上させている。図7に示すように、バンドパスフイルタ40は、図5及び図6に示す第1狭帯域光N11と第2狭帯域光N12を透過する透過特性を持つフイルタ部材からなり、平面形状は、円形の一部を切り欠いた形状をしている。具体的には、バントパスフイルタ40は、120°の中心角を持ち各狭帯域光N11、N12を透過するフイルタ部40aを有しており、残りの240°の部分が切り欠かれて白色光BBの全部を透過する透過部40bとなっている。フイルタ部40aとしては、例えば、Semrock社製のデュアルバンドフイルタ2波長、トリプルバンドフイルタ3波長、クワッドバンドフイルタ4波長のような、不連続な複数の波長帯域に光透過性を有するマルチバンドパスフイルタが用いられるhttpwwwoptolinecojpjpsemsemtophtml参照。バンドパスフイルタ40は、回転自在に設けられており、回転により、フイルタ部40aと透過部40bが交互に選択的に白色光BBの光路に挿入されるようになっている。モータ40c図3参照は、バントパスフイルタ40の駆動源であり、光源制御部32によって制御される。バンドパスフイルタ40は、ロータリフイルタ34とほぼ同じ半径を有しており、回転軸が一致している。フイルタ部40aの中心角は、ロータリフイルタ34のBフイルタ部34aの中心角とほぼ一致している。透過部40bの中心角は、Gフイルタ部34b、Rフイルタ部34cを合計した中心角とほぼ一致している。なお、本例においては、透過部40bを切り欠きで形成しているが、白色光BBを透過する透明板で透過部40bを構成してもよい。図8に示すように、通常観察モードにおいては、バンドパスフイルタ40は、フイルタ部40aが白色光BBの光路から退避し、透過部40bが光路に挿入された状態で停止している。白色光源30は常時点灯しているため、透過部40bが白色光BBの光路に挿入されている間、白色光BBが透過部40bを透過する。通常観察モードにおいては、白色光BBが透過部40bを常に透過して、ロータリフイルタ34に入射する。そして、白色光BBの光路に挿入されている、B、G、Rの各フイルタ部34a、34b、34cの種類に応じて、B色、G色、R色の三色の光が順次生成される。機能情報観察モードにおいては、狭帯域光Nに、白色光BBから色分離されたG色光及びR色光の2種類の光を加えた、合計3種類の光が用いられる。図9に示すように、機能情報観察モードにおいては、バンドパスフイルタ40は、フイルタ部40aとBフイルタ部34aの回転位相が一致するように、ロータリフイルタ34と同じ速度で回転する。フイルタ部40aが白色光BBの光路に挿入されている間、白色光BBはフイルタ部40aに入射し、フイルタ部40aは狭帯域光Nのみを透過させる。フイルタ部40aは、Bフイルタ部34aの回転位相と一致しているので、フイルタ部40aを透過した狭帯域光Nは、Bフイルタ部34aに入射する。狭帯域光Nは、図5に示すように、Bフイルタ部34aが透過する波長帯域に含まれる青色領域の波長帯域を持つため、Bフイルタ部34aを透過して、集光レンズ36及びロッドインテグレータ37を通過して電子内視鏡11に供給される。一方、透過部40bが白色光BBの光路に挿入されて、フイルタ部40aが光路から退避している間、白色光BBは、Gフイルタ部34b、Rフイルタ部34cを順次透過して、G色光及びR色光が生成される。G色光及びR色光は、集光レンズ36及びロッドインテグレータ37を通過して電子内視鏡11に順次供給される。こうして、電子内視鏡11は、3種類の光に対応する撮像信号を撮像素子44から順次出力する。図3において、電子内視鏡11は、ライトガイド43、撮像素子44、アナログ処理回路45AFE:AnalogFrontEnd、撮像制御部46を備えている。ライトガイド43は大口径光ファイバ、バンドルファイバなどであり、ライトガイド43の入射端が配置されたコネクタ28が光源装置13に接続されたときに、入射端が光源装置13のロッドインテグレータ37の出射端と対向する。電子内視鏡11の先端部19に設けられた照明窓22の奥には、照明光の配光角を調整する照射レンズ48が配置されている。光源装置13から供給された光はライトガイド43により照射レンズ48に導光されて照明窓22から観察部位に向けて照射される。観察窓23の奥には、対物光学系51と撮像素子44が配置されている。観察部位で反射した像光は、観察窓23を通して対物光学系51に入射し、対物光学系51によって撮像素子44の撮像面44aに結像される。撮像素子44は、CCDイメージセンサやCMOSイメージセンサなどからなり、フォトダイオードなどの画素を構成する複数の光電変換素子がマトリックスに配列された撮像面44aを有している。撮像素子44は、撮像面44aで受光した光を光電変換して、各画素においてそれぞれの受光量に応じた信号電荷を蓄積する。信号電荷はアンプによって電圧信号に変換されて読み出される。電圧信号は撮像信号として撮像素子44から出力される。撮像信号は、AFE45に送られる。上述のとおり、撮像素子44は、撮像面44aにマイクロカラーフイルタが設けられていないモノクロ撮像素子である。通常観察モードにおいては、撮像素子44は、順次入射するB、G、Rの各色に対応する撮像信号B、G、Rを出力する。そして、機能情報観察モードにおいては、狭帯域光N、G色光、R色光が撮像素子44に順次入射して、撮像素子44は、各色に対応する撮像信号N、G、Rを順次出力する。図10Aに示すように、撮像素子44は、1フレームの取得期間内で、信号電荷を蓄積する蓄積動作と、蓄積した信号電荷を読み出す読み出し動作が行なわれる。通常観察モードにおいては、1フレーム毎にB、G、Rの三色の像光を順次撮像して、撮像信号B、G、Rを順次出力する。こうした動作は、通常観察モードに設定されている間、繰り返される。機能情報観察モードにおいては、図10Bに示すように、1フレーム毎に狭帯域光N、G色光、R色光の3つの光の像光を順次撮像して、撮像信号N、G、Rを順次出力する。こうした動作が機能情報観察モードに設定されている間、繰り返される。図3において、AFE45は、相関二重サンプリング回路CDS、自動ゲイン制御回路AGC、及びアナログ/デジタル変換器A/Dいずれも図示省略から構成されている。CDSは、撮像素子44からの撮像信号に対して相関二重サンプリング処理を施し、信号電荷のリセットに起因するノイズを除去する。AGCは、CDSによりノイズが除去された撮像信号を増幅する。A/Dは、AGCで増幅された撮像信号を、所定のビット数に応じた階調値を持つデジタルな撮像信号に変換してプロセッサ装置12に入力する。撮像制御部46は、プロセッサ装置12内のコントローラ56に接続されており、コントローラ56から入力されるベースクロック信号に同期して、撮像素子44に対して駆動信号を入力する。撮像素子44は、撮像制御部46からの駆動信号に基づいて、所定のフレームレートで撮像信号をAFE45に出力する。プロセッサ装置12は、コントローラ56の他、画像処理部57と、記憶部58と、表示制御回路59を備えており、コントローラ56が各部を制御している。画像処理部57は、電子内視鏡11から出力された撮像信号に対して、ガンマ補正などの画像補正を施して画像データを作成する。記憶部58は、画像処理部57で作成された画像データを記憶する。また、画像処理部57は、通常観察モードにおいては、順次入力される撮像信号B、G、Rに対応する三色の画像データB、G、Rに基づいて、通常観察画像を生成する。フレームレートに従って撮像信号B、G、Rが更新される毎に、通常観察画像を生成する。表示制御回路59は、画像処理部57で生成された画像をコンポジット信号やコンポーネント信号などのビデオ信号に変換してモニタ14に出力する。画像処理部57には、機能画像処理部60が設けられている。機能画像処理部60は、機能情報観察モードにおいて、撮像信号N、G、Rに対応する3つの画像データN、G、Rに基づいて、血液量と、血中ヘモグロビンの酸素飽和度の2つの情報を含む血液情報を算出するとともに、算出した血液量を疑似カラー画像化した血液量画像と酸素飽和度を疑似カラー画像化した酸素飽和度画像を生成する。図11に示すように、機能画像処理部60は、信号比算出部64と、相関関係記憶部65と、血液量及び酸素飽和度算出部66と、血液量画像生成部67と、酸素飽和度画像生成部68とを備えている。信号比算出部64は、機能情報観察モードにおいて取得される、画像データN、G、Rを照合して、同じ位置にある画素同士の画素値信号値の比である信号比を算出する。信号比は1画面分の画像データの全ての画素に対して算出される。本実施形態では、信号比算出部64は、画像データNと画像データGとの信号比N/Gと、画像データGと画像データRとの信号比R/Gとを求める。画像データGは、画像データNと画像データRを規格化するために、観察部位の明るさレベルを表す参照信号として用いられる。なお、信号比は画像データのうち血管部分の画素のみ求めてもよい。この場合、血管部分は、例えば、血管部分の画像値とそれ以外の部分の画像値との差に基づいて特定される。相関関係記憶部65は、信号比N/G及びR/Gと血液量及び酸素飽和度との相関関係を記憶している。信号比と血液量との相関関係は、図12に示すように、信号比R/Gが大きくなるほど血液量も大きくなるように定義される1次元テーブルで記憶されている。なお、信号比R/Gはlogスケールで記憶されている。一方、信号比と酸素飽和度との相関関係は、図13に示す二次元空間上に酸素飽和度の等高線を定義した2次元テーブルで記憶されている。この等高線の位置及び形状は、光散乱の物理的なシミュレーションで得られ、血液量に応じて変わるように定義されている。例えば、血液量の変化があると、各等高線間の間隔が広くなったり、狭くなったりする。なお、信号比N/G,R/Gはlogスケールで記憶されている。なお、上記相関関係は、図6に示すような酸化ヘモグロビンや還元ヘモグロビンの吸光特性や生体組織の光散乱特性と密接に関連性し合っている。図6に示すヘモグロビンの吸光スペクトルにおいて、例えば、狭帯域光Nの波長帯域である、473nmや410nmのように吸光係数の差が大きい波長帯域では、酸素飽和度の情報を取り易い。しかしながら、狭帯域光Nを照射して得た信号は、酸素飽和度だけでなく血液量にも依存度が高い。図6に示す血中ヘモグロビンの吸光係数の波長依存性から、以下の2つのことが言える。狭帯域光Nの波長帯域例えば、中心波長470nm±10nm及び中心波長410nm±10nmの青色の波長領域では酸素飽和度の変化に応じて吸光係数が大きく変化する。590~700nmの赤色の波長範囲では、酸素飽和度によって一見吸光係数が大きく変化するように見えるが、吸光係数の値自体が、狭帯域光Nの波長帯域と比較して非常に小さいので、結果的に酸素飽和度の影響を受けにくい。こうした知見を踏まえて、本発明の機能情報観察モードにおいては、酸素飽和度測定光として青色領域の狭帯域光Nを用いて、狭帯域光Nに対応する画像データNを取得し、主として血液量に依存して変化するR色光を血液量測定光として用いて、R色光に対応する画像データRを取得する。そして、酸素飽和度と血液量の両方に依存性を示す信号比N/Gと、血液量のみ依存性を示す信号比R/Gの2つの信号比を用いて、血液量の影響を除去した酸素飽和度を正確に求めている。血液量及び酸素飽和度算出部66は、相関関係記憶部65に記憶された相関関係と信号比算出部64で求めた信号比N/G、R/Gとを用いて、各画素における血液量及び酸素飽和度の両方を求める。血液量については、相関関係記憶部65の1次元テーブルにおいて信号比算出部で求めた信号比R/Gに対応する値が、血液量となる。一方、酸素飽和度については、まず、図14に示すように、二次元空間において信号比算出部64で求めた信号比B/G、R/Gに対応する対応点Pを特定する。そして、図14に示すように、対応点Pが酸素飽和度=0限界の下限ライン73と酸素飽和度=100限界の上限ライン74との間にある場合、その対応点Pが位置する等高線が示すパーセント値が、酸素飽和度となる。例えば、図14の場合であれば、対応点Pが位置する等高線は60を示しているため、この60が酸素飽和度となる。なお、対応点が下限ライン73と上限ライン74との間から外れている場合には、対応点が下限ライン73よりも上方に位置するときには酸素飽和度を0とし、対応点が上限ライン74よりも下方に位置するときには酸素飽和度を100とする。なお、対応点が下限ライン73と上限ライン74との間から外れている場合には、その画素における酸素飽和度の信頼度を下げて表示しないようにしてもよい。血液量画像生成部67は、血液量及び酸素飽和度算出部66で求めた血液量を疑似カラーで表す血液量画像を生成する。血液量画像は、画像データNと算出した血液量に基づいて生成される。図15に示すように、モニタ14に出力されるビデオ信号は、輝度信号Yと色差信号Cb,Crから構成される。血液量画像は、画像データGと算出した血液量とをそれぞれ輝度信号Yと色差信号Cb,Crに割り当てることによって生成される。輝度信号Yには、画像データGが割り当てられる。画像データGは、ヘモグロビンによる吸収がやや強い波長帯域の反射光に対応しているので、これに基づく画像からは粘膜の凹凸や血管などを視認できる。したがって、画像データGを輝度信号に割り当てることで、疑似カラー画像の全体的な明るさを確保することができる。一方、色差信号Cb,Crは、カラーテーブル67aに従って、血液量に応じた信号値が割り当てられる。カラーテーブル67aは、図16に示すように、色差信号Cbについては血液量が大きくなるほど信号値が低下するように定義され、色差信号Crについては血液量が大きくなるほど信号値が増加するように定義されている。したがって、血液量画像は、血液量が多いところでは赤味が増加し、血液量が低くなるにつれて赤味の彩度が下がりモノクロに近づいていく。酸素飽和度画像生成部68は、血液量及び酸素飽和度算出部66で求めた酸素飽和度を疑似カラーで表す酸素飽和度画像を生成する。図15に示すように、酸素飽和度画像は、血液量画像と同様に、画像データGと算出した酸素飽和度を、輝度信号Yと色差信号Cb,Crに割り当てることによって生成される。輝度信号Yには、画像データGが割り当てられる。色差信号Cb,Crは、カラーテーブル68aに従い、酸素飽和度に応じた信号値が割り当てられる。カラーテーブル68aは、図17に示すように、高酸素飽和度下では色差信号Crの信号値が正、色差信号Cbの信号値が負となるように定義され、低酸素飽和度下では、反対に色差信号Crの信号値が負、色差信号Cbの信号値が正となるように定義されている。そして、中酸素飽和度下において、色差信号Crの信号値と色差信号Cbの信号値の大小関係が逆転するように定義されている。したがって、酸素飽和度が低い方から高い方に行くにつれて、酸素飽和度画像の色味は青→水色→緑→黄色→橙→赤と変化するようになっている。以上のように生成された血液量画像及び酸素飽和度画像はモニタ14に表示される。表示方法としては、図18に示すように、酸素飽和度画像と血液量画像を縮小し、それら縮小した画像を並列して同時に表示してもよい。あるいは、コンソール15に設けられた画像選択手段をユーザが操作することによって、図19に示すように、酸素飽和度画像と血液量画像のいずれか一方を選択し、その選択した画像をモニタ14に表示するようにしてもよい。このように血液量画像と酸素飽和度画像の両方を用いて内視鏡診断を行うことができるため、例えば、酸素飽和度と血液量の両方に特徴を有する未分化型早期胃癌などの病変部に対する診断能を向上させることができる。次に、上記構成による作用を図20に示すフローチャートを用いて説明する。まず、内視鏡システム10は通常観察モードで起動されて、白色光源30が点灯を開始するとともに、ロータリフイルタ34が回転を開始する。通常観察モードにおいては、図8に示すように、バンドパスフイルタ40は回転せずに、白色光BBの光路からフイルタ部40aが退避し、透過部40bが挿入された状態で停止する。これにより、白色光BBは、ロータリフイルタ34の各フイルタ部34a~34cに順次に入射して、白色光BBが色分離されて、B、G、Rの三色の光が順次生成される。三色の光は、光源装置13から電子内視鏡11に供給されて、照明窓22から観察部位に照射される。観察部位で反射した三色の像光は、観察窓23を通じて撮像素子44で撮像され、撮像素子44は、撮像信号B、G、Rを順次出力する。画像処理部57は、撮像信号B、G、Rに対応する画像データB、G、Rに基づいて通常観察画像を生成する。生成された通常観察画像は、記憶部58に記憶される。表示制御回路59は、通常観察画像をビデオ信号に変換してモニタ14に出力する。これによりモニタ14に通常観察画像が表示される。通常観察モードにおいては、こうした処理が繰り返されて、モニタ14に表示される通常観察画像が更新される。コンソール15の操作により、通常観察モードから機能情報観察モードへの切り替え指示が入力されると、機能情報観察モードに切り替えられる。機能情報観察モードに切り替えられると、図9に示すように、バンドパスフイルタ40が、フイルタ部40aを、ロータリフイルタ34のBフイルタ部34aと回転位相を一致させた状態で、ロータリフイルタ34と同じ速度で回転を開始する。バンドパスフイルタ40のフイルタ部40aが白色光BBの光路に挿入されている間、白色光BBはフイルタ部40aに入射して狭帯域光Nが生成される。狭帯域光Nは、ロータリフイルタ34のフイルタ部34aを透過して、電子内視鏡11に供給されて、照明窓22から観察部位に順次照射される。狭帯域光Nの像光は、観察窓23を通じて撮像素子44に入射して、撮像素子44は、狭帯域光Nに対応する撮像信号Nを出力する。そして、透過部40bが光路に挿入されている間、白色光BBがロータリフイルタ34のGフイルタ部34b、Rフイルタ部34cに順次入射してG色光、R色光が生成される。G色光及びR色光は、電子内視鏡11に供給されて、観察部位に順次照射される。G色光及びR色光の像光が観察窓23を通じて撮像素子44に順次入射して、撮像素子44は、G色光及びR色光に対応する撮像信号G、Rを出力する。機能画像処理部60は、撮像信号N、G、Rに対応する画像データN、G、Rに基づいて、図14で説明した手順で、血液量及び酸素飽和度を算出する。機能画像処理部60は、図15~図17で説明した手順で、血液量画像及び酸素飽和度画像を生成する。生成された画像は、図18及び図19に示したいずれかの表示態様で、モニタ14に表示される。通常観察モードへの切り替え指示があるまで、上記処理が繰り返される。通常観察モードへの切り替え指示が入力された場合には、通常観察モードに復帰する。観察を終了する指示があった場合には、白色光源30、ロータリフイルタ34、バンドパスフイルタ40が停止される。なお、本例においては、機能情報観察モードにおいては、通常観察画像の生成を行わない例で説明したが、機能情報観察モードの実行中に、通常観察画像を得るためのB、G、Rの照射と、機能観察を行うための狭帯域光N、G、Rの照射を交互に行って、通常観察画像と、血液量画像及び酸素飽和度画像との両方を生成してもよい。こうすれば、機能情報観察モードにおいても、通常観察画像を表示することができる。以上説明したように、本発明においては、青色領域の狭帯域光Nを酸素飽和度測定光として、白色光BBから色分離されたR色光を血液量測定光として用いることにより、血液量と酸素飽和度の両方を算出している。これにより、血液量に影響されない精度の高い酸素飽和度を求めることができる。また、血液量測定光及び参照光としては、既存の光源装置の構成である白色光源30を利用して、白色光BBから色分離されたR色光、G色光をそれぞれ用いているため、血液量測定光及び参照光に、半導体光源などの専用光源を追加する場合と比べて、部品点数、設置スペースの低減が可能となる。また、光源装置13において、白色光源30、ロータリフイルタ34、集光レンズ36を設ける構成は、既存の光源装置では標準的な構成であり、光源装置13と既存の光源装置の違いは、バンドパスフイルタ40の有無だけである。このため、既存の光源装置の構成が利用しやすく、コストアップを抑えられる。また、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの大小関係が同じ2つの波長帯域の第1狭帯域光N11及び第2狭帯域光N12を透過する光透過特性を持つバンドパスフイルタ40を用いて、白色光BBから色分離して青色領域の酸素飽和度測定光を生成しているため、1つの波長帯域を色分離する従来技術と比べて、高い光量を得ることができる。このため、表層血管の酸素飽和度を高い精度で測定できる。また、光量が高いため、酸素飽和度画像の明るさも確保できる。腫瘍の良悪鑑別などの病変部の診断においては、中深層よりも表層血管の性状の把握が重要である場合も多く、表層血管の性状を詳細に把握できる観察方法が望まれている。本例のように、波長が400nm台の青色領域の波長帯域の狭帯域光Nを用いれば、こうした要望に対して測定精度の高い観察方法を提供することができる。また、参照光は、血液量及び酸素飽和度の算出処理において、狭帯域光NとR色光に対応する信号を規格化するための参照信号として利用されるものである。そのため、観察部位の明るさのレベルが分かればよく、狭帯域光である必要はない。波長帯域を比較的広くとれるため、白色光BBから色分離したG色光を用いても光量的にも問題はない。なお、本例では、G色光を参照光として利用している例で説明しているが、参照光は明るさのレベルが分かればよいので、G色光の代わりに、Bフイルタ部34a、Rフイルタ部34cで白色光BBを色分離した、B色光やR色光を利用してもよいし、白色光BBを色分離せずに、白色光BBそのものを使用してもよい。ただし、酸素飽和度測定光及び血液量測定光として、青色の狭帯域光N及びR色光を利用しているので、ロータリフイルタ34のように、B、G、Rの三色のフイルタ部を有する一般的な構成を考慮すれば、G色光を参照光として利用するのが好ましい。また、G色光に対応する画像データGは、血液量画像や酸素飽和度画像を生成する際に輝度信号Yに割り当てられるので、こうした画像処理の観点からも、参照光として画像データGを利用するのが好ましい。また、図5に示すように、本例においては、Gフイルタ部34bとして、波長帯域が約450nm~約620nm程度の分光透過率を有するフイルタを使用しているが、酸素飽和度の測定精度をより高めるには、Gフイルタ部34bの分光透過率を540nm~580nmの波長帯域に制限するのが好ましい。図6に示すヘモグロビンの吸光特性を鑑みると、緑色領域においては、540~580nmの波長帯域で平均するのが、最も酸素飽和度の影響を受けにくいためである。[第2実施形態]また、第1実施形態においては、狭帯域光Nとして、波長帯域が470±10nm、好ましくは473nmの第1狭帯域光N11と、波長帯域が410nm±10nm、好ましくは410nmの第2狭帯域光N12の2つを用いているが、3つ以上の狭帯域光から構成してもよい。また、狭帯域光Nを構成する複数の狭帯域光の波長帯域は、1例であり、他の波長帯域でもよい。例えば、図21に示すように、第1狭帯域光N11及び第2狭帯域光N12に、波長帯域が580nm±10nm、好ましくは580nmの第3狭帯域光N13を加えて、狭帯域光Nを3つの狭帯域光から構成してもよい。第1狭帯域光N11及び第2狭帯域光N12よりも長波長で、緑色領域の波長帯域を持つ第3狭帯域光N13を用いることで、中層血管の酸素飽和度の情報も取得できる。バンドパスフイルタ40としては、第1~第3の3つの狭帯域光N11~13の波長帯域を透過する光透過特性を持つマルチバンドパスフイルタが使用される。また、第1狭帯域光N11及び第2狭帯域光N12のうちの1つと、第3狭帯域光N13を組み合わせて狭帯域光Nとしてもよい。また、図22に示すように、波長帯域が440±10nm、好ましくは445nmの狭帯域光を狭帯域光N21と、波長帯域が550nm±10nmの狭帯域光N22、好ましくは555nmの2つの狭帯域光を組み合わせて狭帯域光Nとしてもよい。狭帯域光N21と狭帯域光N22は、狭帯域光N11、N12と比較して、長波長側にシフトした波長セットであるため、狭帯域光N11と狭帯域光N12の組み合わせよりも、中層よりに存在する血管の酸素飽和度の情報を取得できる。また、狭帯域光N21、N22は、狭帯域光N11、N12と異なり、還元ヘモグロビンよりも酸化ヘモグロビンの方が吸光係数が高い波長帯域を持っているが、狭帯域光N21、N22のどちらも、各ヘモグロビンの吸光係数の大小関係は同じである。バンドパスフイルタ40としては、狭帯域光N21、22の各波長帯域を透過する光透過特性を持つマルチバンドパスフイルタが使用される。図6に示すヘモグロビンの吸光スペクトルから明らかなように、波長が600nm以下の領域では、等吸収点が多いため、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数の大小関係が同じ領域が狭いため、1つの波長帯域を広げて光量を確保することは難しい。そのため、第1実施形態や第2実施形態で示すように、狭帯域光Nの波長帯域が600nm以下である場合に、本発明は特に有効である。第2実施形態のように、500nm台の波長帯域の狭帯域光を使用する場合には、第1実施形態のように、狭帯域光Nの波長帯域とB色のフイルタ部34aの透過波長帯域が重ならない場合が生じる。この場合には、例えば、図23に示すように、B、G、Rの各フイルタ部に加えて、バンドパスフイルタのフイルタ部を設けたロータリフイルタ91が使用される。ロータリフイルタ91は、Bフイルタ部とGフイルタ部において、内周領域と外周領域の2つの領域に分割された二重円で構成されている。内周領域は、通常観察モードで使用される、B、G1、Rの各フイルタ部であり、外周領域は、機能情報観察モードで使用される、N、G2、Rの各フイルタ部である。外周領域のフイルタ部は、上記実施形態のバンドパスフイルタ40として機能する。移動機構92は、ロータリフイルタ91の回転軸を移動させることにより、内周領域と外周領域を白色光BBの光路に選択的に挿入する。こうしたロータリフイルタ91を用いると、第1実施形態と比較して次のようなメリットもある。ロータリフイルタとバンドパスフイルタを別々に設けずに済むので、部品点数や配置スペースを低減できる。また、二重円の構成にすることで、フイルタ部G1を図5に示すGの分光透過率のフイルタで構成し、フイルタ部G2を酸素飽和度の算出に適した、540nm~580nmの波長帯域の分光透過率を有するフイルタで構成するというように、モードに応じてGのフイルタ部の分光透過率を変えることができる。また、図24に示すロータリフイルタ93のように、内周領域と外周領域に分けずに、全周を4分割して、各分割領域にB、G、Rの各フイルタ部と、フイルタ部とを設けてもよい。フイルタ部は、バンドパスフイルタ40として機能する。こうした構成であれば、移動機構92は不要である。また、ロータリフイルタ93のような構成とすれば、通常観察モードと機能情報観察モードの切り替えの際に、第1実施形態のようにバンドパスフイルタの回転及び停止の切り替えを行ったり、図23に示すロータリフイルタ91のように回転軸を移動させずに済むため、通常観察画像と機能情報観察を並行して行いやすい。なお、図23に示すロータリフイルタ91及び図24に示すロータリフイルタ93は、緑色領域の波長帯域の狭帯域光を使用する場合だけでなく、緑色領域の波長帯域の狭帯域光を使用しない第1実施形態に適用してもよい。[第3実施形態]上記実施形態では、電子内視鏡11の撮像素子44としてモノクロ撮像素子を用い、光源装置13に、白色光BBをB、G、Rの三色の光に色分離するロータリフイルタを設けた面順次式の例で説明したが、電子内視鏡11の撮像素子として、図25に示すような、カラー撮像素子100を用いた同時式のシステムに本発明を適用してもよい。カラー撮像素子100は、撮像面を構成する各画素に、B、G、Rのいずれかのマイクロカラーフイルタが設けられており、撮像面内にB、G、Rの三色の画素が構成される。三色の画素は、例えばベイヤー形式で配列される。B、G、Rの各マイクロカラーフイルタの分光透過率は、図5に示すロータリフイルタのB、G、Rの各フイルタ部の分光透過率と同様である。図26に示すように、同時式の場合には、光源装置13にはロータリフイルタ34が不要となる。バンドパスフイルタ101は、第1実施形態や第2実施形態のバンドパスフイルタと同様の光透過特性を有する。バンドパスフイルタ101は、中心角が約180°の半円形状であり、フイルタ部が白色光源30の光路上に挿脱されるように回転自在に配置されている。その他の構成は、図3に示す面順次式と同様であるので、同一部材については同じ符号を付して説明を省略する。図27Aに示すように、通常観察モードにおいて、バンドパスフイルタ101は、狭帯域光Nのみを透過させるフイルタ部を白色光BBの光路から退避OFFさせた状態で停止する。光源装置13は、電子内視鏡11に対して白色光BBを供給する。白色光BBは、照明窓22から観察部位に照射されて、その反射光をカラー撮像素子100で撮像する。カラー撮像素子100に入射する白色光BBは、マイクロカラーフイルタによって色分離されて、カラー撮像素子100は、B、G、Rの各色の画素に対応する三色の色信号を含んだ撮像信号を出力する。図27Bに示すように、機能情報観察モードにおいては、例えば、カラー撮像素子100のフレームレートに同期して、1フレームおきにバンドパスフイルタ101のフイルタ部が白色光BBの光路に挿入ONされるように、バンドパスフイルタ101を回転させる。バンドパスフイルタ101のフイルタ部が白色光BBの光路から退避OFFしている間、カラー撮像素子100には、観察部位で反射した白色光BBが入射する。白色光BBは、マイクロカラーフイルタによって色分離されて、通常観察モードと同様に、カラー撮像素子100は、B、G、Rの各色の画素に対応する三色の色信号を含んだ撮像信号を出力する。そして、次のフレームでは、バンドパスフイルタ101のフイルタ部が白色光BBの光路に挿入ONされて、その間、バンドパスフイルタ101によって白色光BBから色分離された狭帯域光Nが電子内視鏡11に供給される。観察部位に照射された狭帯域光Nの反射光は、カラー撮像素子100に入射する。狭帯域光Nは、青色領域や緑色領域の波長帯域を持つので、カラー撮像素子100のB画素やG画素が狭帯域光Nに感応して、それに対応する撮像信号Nを出力する。機能情報観察モードでは、こうした処理が繰り返されて、カラー撮像素子100からは、狭帯域光Nの信号と、B、G、Rの三色の色信号が交互に出力される。機能画像処理部60は、カラー撮像素子100が出力する撮像信号B、G、Rに基づいて通常画像を生成する。そして、撮像信号G、Rと、その1フレーム前又は後にカラー撮像素子が出力する撮像信号Nを用い、図14~17で説明した手順に従って、撮像信号N、G、Rに対応する画像データN、G、Rを生成し、それらに基づいて血液量及び酸素飽和度を算出して、算出結果に基づいて血液量画像及び酸素飽和度画像を生成してモニタ14に表示する。また、上記各実施形態では、ロータリフイルタの各フイルタ部や、カラー撮像素子のマイクロカラーフイルタを、B、G、Rの原色系のフイルタを使用する例で説明したが、図28に示す分光透過率を有する、Yイエロー、Mマゼンダ、Cシアンの補色系のフイルタを使用してもよい。なお、上記実施形態では、血液量画像及び酸素飽和度画像を生成する際に、血液量及び酸素飽和度に関する情報を疑似カラー画像化したが、これに代えて、血液量及び酸素飽和度に関する情報を、例えば白と黒のモノクロで濃淡を変化させてもよい。酸素飽和度画像には、上記実施形態で示した形態に代えて、又はそれに加えて、血液量酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの和×酸素飽和度から求まる酸化ヘモグロビンインデックスを画像化したのや、血液量×100-酸素飽和度から求まる還元ヘモグロビンインデックスを画像化したものも含まれる。上記実施形態では、酸素飽和度に加えて血液量を求めて、血液量の影響を排除した酸素飽和度を求める例で説明したが、血液量を求めずに、酸素飽和度のみを求める内視鏡システムに本発明を適用してもよい。上記実施形態では、光源装置とプロセッサ装置が別体で構成される例で説明したが、2つの装置を一体で構成してもよい。また、本発明は、撮像素子と超音波トランスデューサが先端部に内蔵された超音波内視鏡等、他の形態の内視鏡にも適用することができる。"