"被検体を撮像して得られる被検体画像を取得する画像取得手段と、前記被検体画像から、被検体上の病変可能性部位を検出する病変可能性部位検出手段と、検出された病変可能性部位の酸素飽和度を求める酸素飽和度算出手段と、前記病変可能性部位の酸素飽和度が所定範囲の低酸素状態にあるか否かを判定する判定手段とを備えることを特徴とする内視鏡システム。前記病変可能性部位を検出するまでの間は、前記被検体画像を表示手段に表示させ、前記判定手段で前記病変可能性部位が低酸素状態にあると判定された後は、前記酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像を表示手段にさせる表示制御手段を備えることを特徴とする請求項1記載の内視鏡システム。前記表示制御手段は、前記病変可能性部位の検出後であって前記判定手段で前記病変可能性部位が低酸素状態にあるか否かの判定が出るまでの間、一時的に前記酸素飽和度画像を表示手段に表示させることを特徴とする請求項2記載の内視鏡システム。前記判定手段で前記病変可能性部位が低酸素状態にあると判定された後、前記酸素飽和度画像を表示手段に表示する前に、前記酸素飽和度画像を前記表示手段に表示することを報知するガイダンスを前記表示手段に出すことを特徴とする請求項2または3いずれか1項記載の内視鏡システム。前記画像取得手段は、白色光で照明された被検体を撮像して得られる通常光画像を取得するとともに、所定の光量比の関係にある青色狭帯域光及び白色光で照明された被検体を撮像して得られる青色強調画像を取得する画像取得部と、所定の画像処理が施された青色強調画像と前記通常光画像とを合成して特殊光画像を生成する特殊光画像生成部とを備え、前記被検体画像は前記特殊光画像であることを特徴とする請求項1ないし4いずれか1項記載の内視鏡システム。前記所定の画像処理は、帯域幅が低周波から高周波に及ぶ周波数フィルタリング処理であることを特徴とする請求項5記載の内視鏡システム。前記酸素飽和度算出手段は、前記酸素飽和度の変化により吸光係数が変化する波長範囲の光で照明された被検体を撮像して得られる酸素飽和度算出用の信号に基づいて、前記酸素飽和度を算出することを特徴とする請求項1ないし6記載の内視鏡システム。前記酸素飽和度を算出する際には、複数の生体情報が含まれる酸素飽和度算出用の信号から酸素飽和度の情報を分離することを特徴とする請求項7記載の内視鏡システム。被検体を撮像して得られる被検体画像を画像取得手段により取得し、前記被検体画像から、病変可能性部位検出手段によって、被検体上の病変可能性部位を検出し、検出された病変可能性部位の酸素飽和度を酸素飽和度算出手段により求め、前記病変可能性部位の酸素飽和度が所定範囲の低酸素状態にあるか否かを判定手段により判定することを特徴とする内視鏡診断支援方法。前記病変可能性部位を検出するまでの間は、前記被検体画像を表示手段に表示させ、前記判定手段で前記病変可能性部位が低酸素状態にあると判定された後は、表示制御手段によって、前記酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像を表示手段にさせることを特徴とする請求項9記載の内視鏡診断支援方法。前記病変可能性部位の検出後であって前記判定手段で前記病変可能性部位が低酸素状態にあるか否かの判定を行っている間に、前記表示制御手段によって、一時的に前記酸素飽和度画像を表示手段に表示させることを特徴とする請求項10記載の内視鏡診断支援方法。しかしながら、特許文献1のように自家蛍光で病変可能性部位の拾い上げを行った場合には、自家蛍光は微弱であるため、拾い上げの精度が落ちることが多い。そのため、ガンでない偽陽性の部位を多く検出してしまうおそれがある。このような場合には、近景状態で行う詳細診断が無駄に増えてしまうため、効率良く診断を行うことが難しくなる。本発明は、スクリーニング時点で、ガンの可能性がある部位を確実に拾い上げることによって、偽陽性部位の検出を回避し、ガンの診断を効率良く行うことができる内視鏡システム及び内視鏡診断支援方法を提供することを目的とする。上記目的を達成するために、本発明の内視鏡システムは、被検体を撮像して得られる被検体画像を取得する画像取得手段と、前記被検体画像から、被検体上の病変可能性部位を検出する病変可能性部位検出手段と、検出された病変可能性部位の酸素飽和度を求める酸素飽和度算出手段と、前記病変可能性部位の酸素飽和度が所定範囲の低酸素状態にあるか否かを判定する判定手段とを備えることを特徴とする。前記病変可能性部位を検出するまでの間は、前記被検体画像を表示手段に表示させ、前記判定手段で前記病変可能性部位が低酸素状態にあると判定された後は、前記酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像を表示手段にさせる表示制御手段を備えることが好ましい。前記表示制御手段は、前記病変可能性部位の検出後であって前記判定手段で前記病変可能性部位が低酸素状態にあるか否かの判定が出るまでの間、一時的に前記酸素飽和度画像を表示手段に表示させることが好ましい。前記判定手段で前記病変可能性部位が低酸素状態にあると判定された後、前記酸素飽和度画像を表示手段に表示する前に、前記酸素飽和度画像を前記表示手段に表示することを報知するガイダンスを前記表示手段に出すことが好ましい。前記画像取得手段は、白色光で照明された被検体を撮像して得られる通常光画像を取得するとともに、所定の光量比の関係にある青色狭帯域光及び白色光で照明された被検体を撮像して得られる青色強調画像を取得する画像取得部と、所定の画像処理が施された青色強調画像と前記通常光画像とを合成して特殊光画像を生成する特殊光画像生成部とを備え、前記被検体画像は前記特殊光画像であることが好ましい。前記所定の画像処理は、帯域幅が低周波から高周波に及ぶ周波数フィルタリング処理であることが好ましい。前記酸素飽和度算出手段は、前記酸素飽和度の変化により吸光係数が変化する波長範囲の光で照明された被検体を撮像して得られる酸素飽和度算出用の信号に基づいて、前記酸素飽和度を算出することが好ましい。前記酸素飽和度を算出する際には、複数の生体情報が含まれる酸素飽和度算出用の信号から酸素飽和度の情報を分離することが好ましい。本発明の内視鏡診断支援方法は、被検体を撮像して得られる被検体画像を画像取得手段により取得し、前記被検体画像から、病変可能性部位検出手段によって、被検体上の病変可能性部位を検出し、検出された病変可能性部位の酸素飽和度を酸素飽和度算出手段により求め、前記病変可能性部位の酸素飽和度が所定範囲未満の低酸素状態にあるか否かを判定手段により判定することを特徴とする。前記病変可能性部位を検出するまでの間は、前記被検体画像を表示手段に表示させ、前記判定手段で前記病変可能性部位が低酸素状態にあると判定された後は、表示制御手段によって、前記酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像を表示手段にさせることが好ましい。前記病変可能性部位の検出後であって前記判定手段で前記病変可能性部位が低酸素状態にあるか否かの判定を行っている間に、前記表示制御手段によって、一時的に前記酸素飽和度画像を表示手段に表示させることが好ましい。本発明によれば、被検体上の病変可能性部位を被検体画像から検出し、検出された病変可能性部位が低酸素状態か否かを判定することから、スクリーニング時点で、ガンなどの病変可能性部位を確実に拾い上げることができる。これにより、偽陽性部位の検出を回避し、ガンの診断を効率良く行うことができる。また、病変可能性部位の検出に使用される被検体画像の一つである特殊光画像は、全体的に明るい通常光画像上に、観察対象の血管及び構造を明瞭化した青色強調画像を合成した画像であるため、例えば、遠景状態のように光量が不足する状況下においても、確実に病変可能性部位を検出することができる。図1及び2に示すように、内視鏡システム10は、所定の波長範囲の光を発生する光源装置11と、光源装置11から発せられる光を導光して被検体の観察領域に照明光を照射し、その反射光等を撮像する内視鏡装置12と、内視鏡装置12で得られた画像信号を画像処理するプロセッサ装置13と、画像処理によって得られた内視鏡画像等を表示する表示装置14と、キーボード等で構成される入力装置15とを備えている。内視鏡システム10は、表示装置14に表示する表示画像として、波長範囲が青色から赤色に及ぶ可視光の被検体像からなる通常光画像を表示する通常観察モードと、被検体の観察領域Rと内視鏡装置12のスコープ先端部40との間の観察距離図14参照が遠い遠景状態と観察距離が近い近景状態とで、表示画像の内容を変更する第1特殊観察モードと、スポットやブラウニッシュエリアなどの病変である可能性が高い病変可能性部位を検出する第2特殊観察モードとを備えている。第1特殊観察モードは、近景状態で表示する表示画像の内容の違いによって、更に、5つの第1-1~第1-5特殊観察モードに分けられる。これらモードの切替は、内視鏡装置12に設けられた切り替えスイッチ17によって行われる。光源装置11は、4種のレーザ光源LD1,LD2,LD3,LD4と、光源制御部20と、コンバイナ21と、カプラ22とを備えている。図3に示すように、レーザ光源LD1は中心波長405nmの第1狭帯域光N1を発生し、レーザ光源LD2は中心波長445nmの第2狭帯域光N2を発生し、レーザ光源LD3は中心波長473nmの第3狭帯域光N3を発生し、レーザ光源LD4は中心波長650nmの第4狭帯域光N4を発生する。これら4種類の狭帯域光N1~N4のうち、第2狭帯域光N2は内視鏡装置のスコープ先端部40に配置された蛍光体50から白色光疑似白色光を発生させるための励起光として用いられ、第1~第4狭帯域光N1~N4は血中ヘモグロビンの酸素飽和度の算出に用いられる。なお、レーザ光源LD1,LD2は、ブロードエリア型のInGaN系レーザダイオードが使用でき、また、InGaNAs系レーザダイオードやGaNAs系レーザダイオード等を用いることもできる。第1、第3、第4狭帯域光N1,N3,N4は、集光レンズ23a,23d,23eを介して、第1、第3、第4光ファイバ24a,24d,24eに入射する。一方、第2狭帯域光N2は、白色光を励起発光させる励起光として用いるときには、集光レンズ23bを介して第2-1光ファイバ24bに入射させ、酸素飽和度の算出に用いるときには中継ミラー25a,25b及び集光レンズ23cを介して、第2-2光ファイバ24cに入射させる。中継ミラー25aは、レーザ光源LD2と第2-1光ファイバ24bの間に設けられている。この中継ミラー25aには、レーザ光源LD2の光路上から退避する退避位置と、レーザ光源LD2の光路上に挿入され、第2狭帯域光N2を中継ミラーに向けて反射させる挿入位置との間で、中継ミラー25aを移動させるシフト機構30が設けられている。シフト機構30は、プロセッサ装置13内の制御部72によって駆動制御される。もう一方の中継ミラー25bは、中継ミラー25aからの第2狭帯域光N2を集光レンズ23cに向けて反射させる。光源制御部20は、レーザ光源LD1~LD4を制御することによって、各レーザ光源の発光タイミングや各レーザ光源間の光量比を調節する。これら発光タイミングまたは光量比は、観察モードによって異なっている。コンバイナ21は、各光ファイバ24a~24eからの光を合波させる。合波した光は、分波器であるカプラ22によって4系統の光に分波される。分波された4系統の光のうち、第1、第2-2、第3、第4光ファイバ24a,24c,24d,24eからの光は特殊光用ライトガイド26,27で伝送され、第2-1光ファイバ24bからの光は通常光用ライトガイド28,29で伝送される。これらライトガイド26~29は多数の光ファイバを束ねたバンドルファイバなどから構成される。なお、コンバイナ21及びカプラ22を用いずに、各レーザ光源LD1~LD4からの光を直接ライトガイドに入れる構成としてもよい。内視鏡装置12は電子内視鏡から構成され、内視鏡スコープ32と、通常光用及び特殊光用ライトガイド26~29で伝送される4系統4灯の光を照射する照明部33と、観察領域を撮像する1系統の撮像部34と、内視鏡スコープ32のスコープ先端部40の湾曲操作や観察のための操作を行う操作部35と、内視鏡スコープ32と光源装置11及びプロセッサ装置13とを着脱自在に接続するコネクタ部36を備えている。内視鏡スコープ32には、操作部35側から順に、軟性部38、湾曲部39、スコープ先端部40が設けられている。軟性部38は、可撓性を有しているため、内視鏡スコープ挿入時には被検体内で屈曲自在とすることができる。湾曲部39は、操作部35に配置されたアングルノブ35aの回動操作により湾曲自在に構成されている。この湾曲部39は、被検体の部位等に応じて、任意の方向、任意の角度に湾曲させることができるため、スコープ先端部40を所望の観察部位に向けることができる。スコープ先端部40には照明部33と撮像部34が設けられている。撮像部34は、スコープ先端部40の略中心位置に、被検体からの反射光等を撮像する1つの観察窓42を備えている。照明部33は、撮像部34の両脇に設けられた2つの照明窓43,44を備えている。一方の照明窓43の奥には2つの投光ユニット46,47が収納されている。一方の投光ユニット46では、特殊光用ライトガイド26,27からの第1~第4狭帯域光N1~N4を、レンズ48を介して観察領域に向けて照射する。もう一方の投光ユニット47では、通常光用ライトガイド28,29からの第2狭帯域光N2を蛍光体50に当てて白色光を励起発光させる。そして、その励起発光した白色光を、レンズ51を介して観察領域に照射する。なお、他方の照明窓44の奥にも、上記投光ユニット46と同様の投光ユニット53と、上記投光ユニット47と同様の投光ユニット54の2つが収納されている。図4に示すように、照明窓43,44は、スコープ先端部40において、観察窓42を挟んでその両側に配置されている。また、4つの投光ユニット46,47,53,54は、白色光を発する投光ユニット47,54の出射面間を結ぶ直線L1と、第1~第4狭帯域光N1~N4を発する投光ユニット46,53の出射面間を結ぶ直線L2とが、観察窓42の中心部で交差するように、互い違いに配置されている。このような配置にすることによって、照明ムラの発生を防止することができる。蛍光体50は、励起光である第2狭帯域光N2の一部を吸収して緑色~黄色に励起発光する複数種の蛍光物質例えばYAG系蛍光物質、或いはBAMBaMgAl10O17等の蛍光物質を含んで構成される。蛍光体50から発せられる緑色~黄色の励起発光光蛍光は、蛍光体50により吸収されず透過した第2狭帯域光N2と合波することによって、白色光疑似白色光が生成される。なお、蛍光体は、商品名としてマイクロホワイト登録商標MicroWhiteMWとも呼ばれている。なお、ここで、本発明でいう白色光とは、厳密に可視光の全ての波長成分を含むものに限らず、例えば、上述した疑似白色光を始めとして、基準色であるR赤,G緑,B青等、特定の波長帯の光を含むものであればよい。つまり、本発明のいう白色光には、例えば、緑色から赤色にかけての波長成分を含む光や、青色から緑色にかけての波長成分を含む光等も広義に含まれるものとする。図2に示すように、観察窓42の奥には、被検体の観察領域の像光を取り込むための対物レンズユニット図示省略等の光学系が設けられており、さらにその対物レンズユニットの奥には、被観察領域の像光を受光して観察領域を撮像するCCDChargeCoupledDeviceやCMOSComplementaryMetalOxideSemiconductorなどの撮像素子60が設けられている。撮像素子60は撮像制御部70により制御され、対物レンズユニットからの光を受光面撮像面で受光する。受光した光は、光電変換されて電荷として蓄積される。そして、一定期間電荷を蓄積した後に、蓄積した電荷を撮像信号アナログ信号として出力する。撮像信号の出力は1フレーム毎に行われる。撮像素子60はカラーCCDであり、その受光面には、図5に示す分光透過率63を有するB画素、分光透過率64を有するG画素、分光透過率65を有するR画素を1組とする画素群が、多数マトリックス状に配列されている。撮像素子60から出力される撮像信号アナログ信号は、スコープケーブル67を通じてA/D変換器68に入力される。A/D変換器68は、撮像信号アナログ信号をその電圧レベルに対応する画像信号デジタル信号に変換する。画像信号には、B画素から出力される撮像信号がA/D変換された青色信号と、G画素から出力される撮像信号がA/D変換された緑色信号と、R画素から出力される撮像信号がA/D変換された赤色信号が含まれている。変換後の画像信号は、コネクタ部36を介して、プロセッサ装置13の画像処理部73に入力される。なお、図示はしていないが、内視鏡装置12における操作部35及び内視鏡スコープ32の内部には、組織採取用処置具等を挿入する鉗子チャンネルや、送気送水用のチャンネル等、各種のチャンネルが設けられている。図2に示すように、プロセッサ装置13は、制御部72と、画像処理部73と、記憶部74とを備えており、制御部72には表示装置14及び入力装置15が接続されている。制御部72は、内視鏡装置12の切り替えスイッチ17からの切り替え信号、入力装置15からの入力信号、画像処理部73での処理結果に基づいて、画像処理部73、光源装置11の光源制御部20やシフト機構25a、内視鏡装置12の撮像制御部70、及び表示装置14の動作を制御する。画像処理部73は、通常光画像処理部80と、特殊観察画像処理部81と、観察距離算出部82と、表示画像切替部83と、病変可能性部位自動検出部84とを備えている。通常光画像処理部80は、白色光で照明された被検体を撮像することにより得られる通常光画像信号に基づいて、通常光画像を生成する。なお、通常光画像を生成する際には、通常光画像信号を取得する通常光画像信号取得フレームで、レーザ光源LD2を点灯し、その他のレーザ光源LD1、LD3、LD4は消灯する。そして、レーザ光源LD2からの第2狭帯域光N2を第2-1光ファイバ24bに入射させる。そして、図6に示すように、第2狭帯域光N2で蛍光体50から白色光を励起発光させることにより、白色光を被検体に照射する。そして、その被検体からの戻り光を撮像素子60で撮像することにより、通常光画像信号を取得する。以上の通常光画像信号の取得は、1フレーム毎に行われる。図7に示すように、特殊観察画像処理部81は、通常光画像上で表層血管を強調させた第1特殊光画像を生成する第1特殊光画像生成部90と、表層血管及び中深層血管を強調させた第2特殊光画像を生成する第2特殊光画像生成部91と、血中ヘモグロビンの酸素飽和度を算出するとともに、算出した酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像を生成する酸素飽和度画像生成部92とを備えている。第1特殊光画像生成部90は、上記の通常光画像信号に基づいて通常光画像を生成するとともに、白色光及び青色帯域の第1狭帯域光N1が照明された被検体を撮像することにより得られる第1青色強調画像信号に基づいて第1青色強調画像を生成する。第1青色強調画像に対しては、所定帯域の周波数フィルタリングを施すことによって、観察対象の血管や構造を強調する。なお、第1青色強調画像には、周波数フィルタリング処理の他、血管と粘膜との色味の差を付けるための色彩処理や、シャープネスや輪郭強調等の構造処理などを行ってもよい。ここで、第1青色強調画像に周波数フィルタリングを行う際には、遠景状態にあるときには、図8Aに示すように、低周波~高周波にわたる広帯域の周波数フィルタリングを行うことによって、スポットや、ブラウニッシュ領域表層微細血管が密集し、塊として存在する茶色の領域などの表層血管や表層微細構造を強調する。その一方で、近景状態にあるときには、図8Bに示すように、中周波付近の狭帯域の周波数フィルタリング処理を行うことによって、表層よりも深い位置にある太い血管や構造を強調する。そして、周波数フィルタリングが施された第1青色強調画像と通常光画像とを合成することにより、第1特殊光画像が得られる。ここで、通常光画像と第1青色強調画像を合成する際には、第1青色強調画像のうち青色信号に基づくB画像及び緑色信号に基づくG画像を、通常光画像に合成することが好ましい。得られた第1特殊光画像は、全体的に明るい通常光画像上に、観察対象の血管及び構造を明瞭化した第1青色強調画像が加わっているため、例えば、遠景状態のように光量が不足する状況下においても、確実に病変可能性部位を検出することができる。なお、第1特殊光画像の生成に必要な通常光画像信号及び第1青色強調画像信号は、図9に示すように、通常光画像信号取得フレームと第1青色強調画像信号取得フレームの合計2フレームで取得する。通常光画像信号取得フレームについては、上記と同様である。一方、第1青色強調画像信号取得フレームでは、レーザ光源LD1とLD2を点灯し、その他のレーザ光源LD3、LD4は消灯する。これにより、第1及び第2狭帯域光N1,N2を発生させる。その際、第2狭帯域光N2445nmの光量を第1狭帯域光N1405nmの光量よりも大きくする第2狭帯域光N2445nmの光量>第1狭帯域光N1405nmの光量。これにより、第1狭帯域光N1と第2狭帯域光N2により励起発光する白色光との光量比第1光量比において、白色光の比率のほうを大きくする。そして、レーザ光源LD1からの第1狭帯域光N1は、第1光ファイバ24aを介して、そのまま被検体に照射させる。一方、レーザ光源LD2からの第2狭帯域光N2は、第2-1光ファイバ24bに入射させる。そして、第2-1光ファイバ24bからの第2狭帯域光N2を蛍光体50に当てて白色光を励起発光させ、その白色光を被検体に照射する。そして、第1狭帯域光N1及び白色光が照明された被検体からの戻り光を、撮像素子60で撮像する。これにより、第1青色強調画像信号が得られる。以上の第1青色強調画像信号の取得は、1フレーム毎に行われる。第2特殊光画像生成部は、中心波長415nmの青色狭帯域光と中心波長540nmの緑色狭帯域光により生成される狭帯域光画像と略同様の画像である第2特殊光画像を生成する。狭帯域光画像は、中心波長415nmの青色狭帯域光の反射光をモノクロの撮像素子で撮像して得られる青色狭帯域信号と、中心波長540nmの緑色狭帯域光の反射光をモノクロの撮像素子で撮像して得られる緑色狭帯域信号を用い、青色狭帯域信号を、表示装置14に送る表示信号のBチャンネルとGチャンネルに割り当て、緑色狭帯域信号を表示信号のRチャンネルに割り当てることによって生成される。この狭帯域光画像は、血中ヘモグロビンの吸光度が高い415nmと540nmの狭帯域光を使用して生成しているため、表層の微細血管や構造のみならず、中深層の太い血管や構造が明瞭に写し出されている。第2特殊光画像は、第1の光量比とは異なる第2の光量比の関係を有する白色光及び第1狭帯域光の撮像により得られる第2青色強調画像信号に基づいて、生成される。なお、第2青色強調画像信号を取得するための第2特殊光画像信号取得フレームは、第1狭帯域光N1405nmの光量を第2狭帯域光N2445nmの光量よりも大きくする第1狭帯域光N1405nmの光量>第2狭帯域光N2445nmの光量、即ち、第2の光量比において第1狭帯域光N1の比率のほうを大きくする以外は、第1青色強調画像信号取得フレームと同様である。図7に示すように、酸素飽和度画像生成部92は、血中ヘモグロビンの酸素飽和度を算出する酸素飽和度算出部92aと、算出した酸素飽和度を画像化して酸素飽和度画像を生成する酸素飽和度画像化部92bと、第1特殊光画像上に酸素飽和度の情報を反映させた第3特殊光画像を生成する第3特殊光画像生成部92cとを備えている。酸素飽和度算出部92aは、第1狭帯域光N1~第3狭帯域光N3の撮像により得られる第1~第3酸素飽和度用信号S1~S3を用いて表層~中深層の血管の酸素飽和度を求めるとともに、第1酸素飽和度用信号S1及び第3酸素飽和度用信号S3に加え、第4狭帯域光N4の撮像により得られる第4酸素飽和度用信号S4とを用いて中深層血管の酸素飽和度を求める。表層~中深層の血管の酸素飽和度の算出に際しては、まず、第2酸素飽和度用信号S2と第1酸素飽和度用信号S1間の信号比S2/S1と、第3酸素飽和度用信号S3と第1酸素飽和度用信号S1間の信号比S3/S1とを求める。次に、図10に示すような、これまでの診断等で得られた信号比S2/S1,S3/S1と血管深さ及び酸素飽和度との相関関係を使って、各画素における酸素飽和度を求める。この相関関係は記憶部74に予め記憶されている。例えば、図11に示すように、信号比がS2/S1,S3/S1の場合であれば、この信号比に対応する酸素飽和度は、Xとなる。なお、信号比S2/S1のうち波長域445nmのS2と,信号比S3/S1のうち波長域473nmのS3は、図12に示すように、酸化ヘモグロビンHbO2の吸光度と還元ヘモグロビンHbの吸光度に差がある波長域の信号であるため、血中の酸化飽和度の変化に伴って吸光度にも差が出る、即ち信号値に変化が生ずる。したがって、信号比S2/S1,S3/S1には酸素飽和度の情報が含まれている。しかしながら、波長域445nmのS2と波長域473nmのS3とは光の深達度の違いがあるので、信号比S2/S1,S3/S1には、酸素飽和度の情報のみならず、血管深さの情報も含まれている。そのため、信号比S2/S1,S3/S1自体は、酸素飽和度の情報を正確に表していないことが多い。そこで、図10の相関関係を使って、酸素飽和度の情報と血管深さの情報とを分離し、酸素飽和度の情報のみを抽出することによって、正確な酸素飽和度の情報を得ることができる。中深層の血管の酸素飽和度の算出に際しても、上記と同様に、第3酸素飽和度用信号S3と第1酸素飽和度用信号S1間の信号比S3/S1と、第4酸素飽和度用信号S4と第1酸素飽和度用信号S1間の信号比S4/S1とを求める。そして、これまでの診断等で得られた信号比S3/S1,S4/S1と酸素飽和度との相関関係を使って、各画素における酸素飽和度を求める。なお、第1~第4酸素飽和度用信号は、図13に示すように、第1~第4酸素飽和度用信号取得フレームの合計4フレームで取得する。第1酸素飽和度用信号取得フレームにおいては、レーザ光源LD1を点灯し、その他のレーザ光源LD2、LD3、LD4は消灯する。そして、レーザ光源LD1の点灯により発生する第1狭帯域光N1を、第1光ファイバ24aに入射させる。入射した第1狭帯域光N1は、そのまま被検体に照射される。そして、被検体からの戻り光を撮像素子60で撮像することにより、第1酸素飽和度用信号を取得する。以上の第1酸素飽和度用信号の取得は、1フレーム毎に行われる。第2酸素飽和度用信号取得フレームにおいては、レーザ光源LD2を点灯し、その他のレーザ刻限LD1、LD3、LD4は消灯する。そして、レーザ光源LD2の点灯により発生する第2狭帯域光N2を、第2-2光ファイバ24cに入射させる。この第2-2光ファイバ24cからの第2狭帯域光N2は、そのまま被検体に照射される。そして、被検体からの戻り光を撮像素子60で撮像することにより、第2酸素飽和度用信号を取得する。以上の第2酸素飽和度用信号の取得は、1フレーム毎に行われる。第3酸素飽和度用信号取得フレームでは、第1酸素飽和度用信号取得フレームと同様に、レーザ光源LD3を点灯し、その点灯により発生する第3狭帯域光N3を、第3光ファイバ24dを介して、被検体に照射する。そして、その戻り光を撮像素子60で撮像することにより、第3酸素飽和度用信号を取得する。また、第4酸素飽和度用信号取得フレームでは、第1酸素飽和度用信号取得フレームと同様に、レーザ光源LD4を点灯し、その点灯により発生する第4狭帯域光N4を、第4光ファイバ24eを介して、被検体に照射する。そして、その戻り光を撮像素子60で撮像することにより、第4酸素飽和度用信号を取得する。以上の第3及び第4酸素飽和度用信号のそれぞれの取得は、1フレーム毎に行われる。酸素飽和度画像化部92bは、酸素飽和度算出部92aで求めた酸素飽和度を画像化して酸素飽和度画像を生成する。画像化する方法としては、例えば、酸素飽和度に応じて異なる色を割り当てた疑似カラー化の他、酸素飽和度を濃淡で表すモノクロ画像化などが挙げられる。第3特殊光画像生成部92cは、酸素飽和度算出部92aで求めた酸素飽和度を、第1特殊光画像上に反映させることにより、第3特殊光画像を生成する。酸素飽和度を反映させる方法としては、酸素飽和度が所定範囲外の領域例えば所定範囲を0~60とした場合、酸素飽和度が60を超える領域に対しては、酸素飽和度の情報を反映させない。一方、酸素飽和度が所定範囲内の低酸素状態にある領域に対しては、酸素飽和度の情報を疑似カラーなどで反映させる。したがって、第3特殊光画像からは、血管の酸素状態だけでなく、通常光画像上に表れる凹凸形状などの情報をも把握することができるため、診断能を向上させることができる。なお、一例として挙げた上記所定範囲の下限は0としたが、これに限らず、0を超える所定値であってもよい。なお、酸素飽和度画像化部で酸素飽和度を画像化し、または第3特殊光画像生成部で第1特殊光画像に酸素飽和度を反映する際には、第1~第3酸素飽和度用信号S1~S3により求めた酸素飽和度と第1、第3、第4酸素飽和度用信号S1,S3,S4により求めた酸素飽和度用の平均値、またはいずれか一方を画像化することが好ましい。観察距離算出部82は、通常光画像処理部80及び特殊観察画像処理部81で得られる各種画像に基づいて、図14に示すようなスコープ先端部40と観察領域Rとの間の観察距離を求める。観察距離算出部82では、各種画像から露光量の平均値を求め、この求めた露光量に応じて観察距離を決める。観察距離は、露光量が大きければ大きいほど、観察距離が短いと判定される。例えば、露光量が大きいときには、スコープ先端部40が観察領域Rに接近して、スコープ先端部40に戻ってくる光の光量が多くなると考えられることから、近景状態にあると判定される。一方、露光量が小さいときには、スコープ先端部40が観察領域Rから離れて、スコープ先端部40に戻ってくる光の光量が少なくなると考えられることから、遠景状態にあると判定される。なお、露光量を用いて観察距離の測定を行うが、これに代えて、適正な露光量となるように自動的に設定されるAE値を用いて観察距離の測定を行ってもよい。一般的に、光量が適正値よりも多くなる近景状態では、露光量を減らすために、AE値は小さい値に設定される。反対に、光量が適正値よりも少なくなる遠景状態では、露光量を増やすために、AE値は大きい値に設定される。表示画像切替部83は、第1-1~第1-5特殊観察モードに設定されている場合に、観察距離に応じて、表示画像の内容を切り替える。第1-1特殊観察モードに設定されている場合には、図15に示すように、遠景状態では、通常光画像上において表層血管が明瞭化された第1特殊光画像100が、表示装置14に表示される。したがって、遠景状態でのスクリーニングにおいては、スポットやブラウニッシュ領域などの病変可能性部位を確実に検出することができる。一方、観察距離算出部82で測定される観察距離が一定値未満となり、遠景状態となったときには、第1特殊光画像100に加えて、酸素飽和度画像101が表示装置14に表示される。この酸素飽和度画像101を、近景状態でのガン識別診断に用いることによって、ガンの識別精度を向上させることができる。第1-2特殊観察モードに設定されている場合には、図16に示すように、遠景状態では、第1特殊光画像100を表示装置上に表示する。そして、観察距離算出部82で測定される観察距離が一定値未満となり、近景状態になったときには、第1特殊光画像100に代えて、酸素飽和度画像101のみを表示装置14に表示する。第1-3特殊観察モードに設定されている場合には、図17に示すように、遠景状態では、第1特殊光画像100を表示装置14上に表示する。そして、観察距離算出部82で測定される観察距離が一定値未満となり、近景状態になったときには、第1特殊光画像100に代えて、中心波長415nmの青色狭帯域光及び540nmの緑色狭帯域光により生成される狭帯域光画像と略同様の第2特殊光画像102と、酸素飽和度画像101の2種類の画像を表示装置14に表示する。ガンとの関連性を示す生体情報のうち、血管パターン、凹凸形状は第2特殊光画像102から明瞭に把握され、血中ヘモグロビンの酸素状態は酸素飽和度画像101から明瞭に把握される。したがって、これら2種類の画像を用いて診断を行うことで、ガンの識別を確実に行うことができる。なお、第2特殊光画像102及び酸素飽和度画像101を表示する際、酸素飽和度画像101の動画性を優先する場合には、酸素飽和度画像101の更新タイミングを、第2特殊光画像102の更新タイミングより速くすることが好ましい。第1-4特殊観察モードに設定されている場合には、図18に示すように、遠景状態では、第1特殊光画像100を表示装置14上に表示する。そして、観察距離算出部82で測定される観察距離が一定値未満となり、近景状態になったときには、第1特殊光画像100に代えて、第1特殊光画像100上に酸素飽和度の情報が反映された第3特殊光画像を103表示する。第1-5特殊観察モードに設定されている場合には、図19に示すように、遠景状態では、第1特殊光画像100を表示装置14上に表示する。そして、観察距離算出部82で測定される観察距離が近景状態を示す一定値にまで接近した時には、これ以上接近すると酸素飽和度画像に自動切替する旨のガイダンス14aを表示装置14に表示する。そして、近景状態となったときに、第1-1特殊観察モードと同様、第1特殊光画像100に加えて、酸素飽和度画像101を表示装置に表示する。なお、近景状態には、第1-2~第1-5特殊観察モードで近景状態時に表示した画像を表示してもよい。病変可能性部位自動検出部84は、第2特殊観察モード時において、遠景状態で病変可能性部位を検出する。図20に示すように、遠景状態では、第1特殊光画像100を取得し、その取得した第1特殊光画像を表示装置に表示する。このとき、一定時間毎に、第1特殊光画像100から病変可能性部位の一つであるスポットSPの検出が行われる。スポットの検出はパターンマッチング等の画像処理により行われる。そして、一定の大きさ以上のスポットSPが検出された場合または一定大きさ未満のスポットSPが複数個検出された場合には、一時的に酸素飽和度画像101を取得し、その取得した酸素飽和度画像101からスポットSPの酸素飽和度が所定範囲内の低酸素状態にあるか否かを検出する。このとき、一時的に取得した酸素飽和度を表示装置14に表示するとともに、一時的に酸素飽和度画像に切り替える旨のガイダンス14bを表示装置14に表示する。検出の結果、低酸素状態のスポットSPxが存在しない場合には、酸素飽和度画像の表示を停止し、第1特殊光画像100の表示を再開する。一方、低酸素状態のスポットSPxが一つでも存在する場合には、そのまま酸素飽和度画像101の表示を継続する。その際、完全に酸素飽和度画像に切り替える旨のガイダンス14cを表示装置14に表示する。なお、上記実施形態では、第1~第4酸素飽和度用信号の4種類の信号を用いて、酸素飽和度の算出を行ったが、その他に、中心波長473nmの第3狭帯域光N3の撮像により得られる第3酸素飽和度用信号と通常光画像信号の2種類の信号で、酸素飽和度の算出を行うことも可能である。なお、第3酸素飽和度用信号と通常光画像信号は別々のフレームで取得する。この酸素飽和度の算出は、まず、第3酸素飽和度用信号の青色信号B1と通常光画像信号の緑色信号G2との信号比B1/G2と、通常光画像信号の緑色信号G2と赤色信号R2との信号比R2/G2とを求める。次に、図21に示すような、これまでの診断等で得られた信号比B1/G2,R2/G2と血液量及び酸素飽和度との相関関係を使って、各画素における酸素飽和度を求める。この相関関係は記憶部74に記憶されている。例えば、図22に示すように、信号比がB1/G2,R2/G2の場合であれば、この信号比に対応する酸素飽和度は、60となる。なお、上記実施形態では、レーザ光源を使って、被検体に照明を行ったが、これに代えて、白色光を発するキセノンランプなどの広帯域光源と、白色光から各観察モードで使用する光の波長域のみを透過させる複数のバンドパスフィルタが周方向に沿って設けられた回転フィルタとを用いる面順次方式で、被検体に照明を行ってもよい。なお、上記実施形態では、観察距離が一定値未満になったとき、即ち遠景状態から近景状態になったときに、表示装置に表示する表示画像の内容の切り替えスクリーニング用画像から詳細診断用画像への切り替えを自動的に行ったが、反対に、近景状態から遠景状態になったときにも、表示画像の切り替え詳細診断用画像からスクリーニング用画像への切り替えを自動的に行ってもよい。"