"異なる複数の波長域の照明光を複数フレームに分けて被検体に順次照射する照明手段と、前記被検体からの反射光を順次撮像することにより、前記複数の波長域の反射光に対応する複数フレームの画像信号を取得する画像信号取得手段と、前記複数フレームの画像信号に基づいて、前記被検体の生体組織における血液量及び酸素飽和度を含む複数種類の生体機能情報の中から酸素飽和度のみを求める酸素飽和度算出手段と、前記酸素飽和度算出手段で求めた酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像を表示する表示手段と、前記複数フレームの画像信号間の位置ずれ量を求めるずれ量算出手段と、前記位置ずれ量に応じて、前記酸素飽和度画像の表示方法を変更する表示方法変更手段とを備えることを特徴とする内視鏡システム。前記ずれ量算出手段は、前記複数フレームの画像信号間における画像全体でのずれ量を前記位置ずれ量として求め、前記表示方法変更手段は、前記位置ずれ量に応じて、前記酸素飽和度画像全体で表示方法を変更することを特徴とする請求項1記載の内視鏡システム。前記ずれ量算出手段は、前記複数フレームの画像信号における所定領域間のずれ量を前記位置ずれ量として求め、前記表示方法変更手段は、前記位置ずれ量に応じて、前記酸素飽和度画像中の前記所定領域ごとに表示方法を変更することを特徴とする請求項1記載の内視鏡システム。前記表示方法変更手段は、前記位置ずれ量が大きくなるほど、前記酸素飽和度画像上における酸素飽和度の情報量を減少させることを特徴とする請求項1ないし3いずれか1項記載の内視鏡システム。前記酸素飽和度の情報量の減少は、前記酸素飽和度画像の色特性値の減少であることを特徴とする請求項4記載の内視鏡システム。前記位置ずれ量に基づいて前記複数フレームの画像信号間で位置合わせを行う位置合わせを行う位置合わせ手段を備え、前記ずれ量算出手段は、位置合わせされた前記複数フレームの画像信号間の位置ずれ量を再計算し、前記表示方法変更手段は、再計算後の位置ずれ量に応じて、前記酸素飽和度画像の表示方法を変更することを特徴とする請求項1ないし5いずれか1項記載の内視鏡システム。前記画像信号取得手段は、前記酸素飽和度に応じて吸光係数が変化する第1の波長範囲を含む第1の反射光に対応する第1の画像信号、前記第1の波長範囲と異なり、前記血液量に応じて吸光特性が変化する第2の波長範囲を含む第2の反射光に対応する第2の画像信号、及び前記第1、第2の画像信号を規格化するための第3の画像信号を取得し、前記酸素飽和度算出手段は、前記第1~第3の画像信号に基づいて、前記複数種類の生体機能情報の中から前記酸素飽和度のみを求めることを特徴とする請求項1ないし6いずれか1項記載の内視鏡システム。前記第1~第3の波長範囲は460~700nmの範囲内に含まれていることを特徴とする請求項7記載の内視鏡システム。前記第1の波長範囲は青色帯域に含まれ、前記第2の波長範囲は赤色帯域に含まれることを特徴とする請求項7または8記載の内視鏡システム。異なる複数の波長域の照明光を複数フレームに分けて被検体に順次照射するとともに、前記被検体からの反射光を順次撮像することにより、前記複数の波長域の反射光に対応する複数フレームの画像信号を取得する内視鏡装置から、前記複数フレームの画像信号を受信する受信手段と、前記複数フレームの画像信号に基づいて、前記被検体の生体組織における血液量及び酸素飽和度を含む複数種類の生体機能情報の中から酸素飽和度のみを求める酸素飽和度算出手段と、前記複数フレームの画像信号間の位置ずれ量を求めるずれ量算出手段と、前記酸素飽和度算出手段で求めた酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像を表示手段に表示する際に、前記位置ずれ量に応じて、前記酸素飽和度画像の表示方法を変更する表示方法変更手段とを備えることを特徴とする内視鏡システムのプロセッサ装置。異なる複数の波長域の照明光を複数フレームに分けて被検体に順次照射し、前記被検体からの反射光を順次撮像することにより、前記複数の波長域の反射光に対応する複数フレームの画像信号を取得し、前記複数フレームの画像信号に基づいて、前記被検体の生体組織における血液量及び酸素飽和度を含む複数種類の生体機能情報の中から酸素飽和度のみを求め、前記複数フレームの画像信号間の位置ずれ量を求め、前記酸素飽和度算出手段で求めた酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像を表示する際に、前記位置ずれ量に応じて、前記酸素飽和度画像の表示方法を変更することを特徴とする画像表示方法。ここ数年の間において、血中ヘモグロビンの酸素飽和度を用いた診断に対する期待度が非常に高まっている。特殊光を用いたガン診断の中でも、血管形状パターンに基づく診断の場合には、ガンに特有の血管パターンを熟知しておく必要があるが、酸素飽和度観察の場合であれば、ガンの兆候を示す低酸素領域を疑似カラーで直感的に把握することができるため、血管形状パターンに基づく診断ほど経験や知識が要求されない。酸素飽和度を用いた診断では、低酸素領域とそれ以外の高酸素領域を含む領域をガン領域として診断するため、酸素飽和度を正確に求めることによって、低酸素領域と高酸素領域の境界を正確に表示することが求められている。これに関して、特許文献1では、位置ずれが生じている部分を、演算精度が低い領域無効領域としてマスクをかけて表示しているが、位置ずれが生じていない有効領域であっても、血液量を含むその他の各種生体機能情報に影響されて、酸素飽和度の演算精度が低くなっている可能性がある。また、特許文献4では、フレーム間の位置合わせにより酸素飽和度の演算精度は向上するが、位置合わせ処理が不十分な場合は、演算精度の低い部分がそのままは表示されてしまうことがある。本発明は、酸素飽和度の算出に必要な照明光を被検体に順次照射し、その反射像を順次撮像する際に、酸素飽和度に関する情報が正確に反映された画像を生成し、表示することができる内視鏡システム、内視鏡システムのプロセッサ装置、及び画像表示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、異なる複数の波長域の照明光を複数フレームに分けて被検体に順次照射する照明手段と、前記被検体からの反射光を順次撮像することにより、前記複数の波長域の反射光に対応する複数フレームの画像信号を取得する画像信号取得手段と、前記複数フレームの画像信号に基づいて、前記被検体の生体組織における血液量及び酸素飽和度を含む複数種類の生体機能情報の中から酸素飽和度のみを求める酸素飽和度算出手段と、前記酸素飽和度算出手段で求めた酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像を表示する表示手段と、前記複数フレームの画像信号間の位置ずれ量を求めるずれ量算出手段と、前記位置ずれ量に応じて、前記酸素飽和度画像の表示方法を変更する表示方法変更手段とを備えることを特徴とする。前記ずれ量算出手段は、前記複数フレームの画像信号間における画像全体でのずれ量を前記位置ずれ量として求め、前記表示方法変更手段は、前記位置ずれ量に応じて、前記酸素飽和度画像全体で表示方法を変更してもよい。前記ずれ量算出手段は、前記複数フレームの画像信号における所定領域間のずれ量を前記位置ずれ量として求め、前記表示方法変更手段は、前記位置ずれ量に応じて、前記酸素飽和度画像中の前記所定領域ごとに表示方法を変更してもよい。前記表示方法変更手段は、前記位置ずれ量が大きくなるほど、前記酸素飽和度画像上における酸素飽和度の情報量を減少させることが好ましい。前記酸素飽和度の情報量の減少は、前記酸素飽和度画像の色特性値の減少であることが好ましい。前記位置ずれ量に基づいて前記複数フレームの画像信号間で位置合わせを行う位置合わせを行う位置合わせ手段を備え、前記ずれ量算出手段は、位置合わせされた前記複数フレームの画像信号間の位置ずれ量を再計算し、前記表示方法変更手段は、再計算後の位置ずれ量に応じて、前記酸素飽和度画像の表示方法を変更してもよい。前記画像信号取得手段は、前記酸素飽和度に応じて吸光係数が変化する第1の波長範囲を含む第1の反射光に対応する第1の画像信号、前記第1の波長範囲と異なり、前記血液量に応じて吸光特性が変化する第2の波長範囲を含む第2の反射光に対応する第2の画像信号、及び前記第1、第2の画像信号を規格化するための第3の画像信号を取得し、前記酸素飽和度算出手段は、前記第1~第3の画像信号に基づいて、前記複数種類の生体機能情報の中から前記酸素飽和度のみを求めることが好ましい。前記第1~第3の波長範囲は460~700nmの範囲内に含まれていることが好ましい。前記第1の波長範囲は青色帯域に含まれ、前記第2の波長範囲は赤色帯域に含まれることが好ましい。本発明の内視鏡システムのプロセッサ装置は、異なる複数の波長域の照明光を複数フレームに分けて被検体に順次照射するとともに、前記被検体からの反射光を順次撮像することにより、前記複数の波長域の反射光に対応する複数フレームの画像信号を取得する内視鏡装置から、前記複数フレームの画像信号を受信する受信手段と、前記複数フレームの画像信号に基づいて、前記被検体の生体組織における血液量及び酸素飽和度を含む複数種類の生体機能情報の中から酸素飽和度のみを求める酸素飽和度算出手段と、前記複数フレームの画像信号間の位置ずれ量を求めるずれ量算出手段と、前記酸素飽和度算出手段で求めた酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像を表示手段に表示する際に、前記位置ずれ量に応じて、前記酸素飽和度画像の表示方法を変更する表示方法変更手段とを備えることを特徴とする。本発明の画像表示方法は、異なる複数の波長域の照明光を複数フレームに分けて被検体に順次照射し、前記被検体からの反射光を順次撮像することにより、前記複数の波長域の反射光に対応する複数フレームの画像信号を取得し、前記複数フレームの画像信号に基づいて、前記被検体の生体組織における血液量及び酸素飽和度を含む複数種類の生体機能情報の中から酸素飽和度のみを求め、前記複数フレームの画像信号間の位置ずれ量を求め、前記酸素飽和度算出手段で求めた酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像を表示する際に、前記位置ずれ量に応じて、前記酸素飽和度画像の表示方法を変更することを特徴とする。本発明によれば、被検体からの反射光を順次撮像することにより複数フレームの画像信号を取得し、その取得した複数フレームの画像信号に基づいて、被検体の生体組織における酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像を生成し、その酸素飽和度画像を表示手段に表示する際、複数フレームの画像信号間の位置ずれ量に応じて、酸素飽和度の表示方法を変更していることから、位置ずれが生じた場合に低くなる酸素飽和度の信頼性を視覚的に把握することができる。また、酸素飽和度画像上に疑似カラー等で表示される酸素飽和度は、複数種類の生体機能情報のうち酸素飽和度以外の情報を分離して抽出したものであるため、血液量等の影響を受けていない。したがって、位置ずれが生じていない高信頼度の領域においても、酸素飽和度は正確に表示されている。図1に示すように、第1実施形態の内視鏡システム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被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、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装置14に表示する通常光観察モードと、被検体における血中ヘモグロビンの酸素飽和度を疑似カラー化した酸素飽和度画像を表示装置14に表示する酸素飽和度観察モードを備えている。これら観察モードは、内視鏡装置の切り替えスイッチ17や入力装置15によって入力される入力情報に基づき、適宜切り替えられる。図2に示すように、光源装置11は、2種のレーザ光源LD1,LD2と、光源制御部20とを備えている。レーザ光源LD1は、中心波長が445nmの第1レーザ光を発する。この第1レーザ光は、内視鏡装置の先端部に配置された蛍光体50で、第1白色光疑似白色光に波長変換される。レーザ光源LD2は、中心波長が473nmの第1レーザ光を発する。この第2レーザ光も、蛍光体50によって、第2白色光に波長変換される。なお、第1レーザ光の波長範囲は460~480nmにすることが好ましく、第2レーザ光の波長範囲は440~460nmにすることが好ましい。各レーザ光源LD1,LD2から発せられる第1または第2レーザ光は、集光レンズ図示省略を介してそれぞれ光ファイバ24,25に入射する。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。光源制御部20は、レーザ光源LD1,LD2を制御することによって、各レーザ光源LD1,LD2の発光タイミングを調節する。本実施形態では、通常光観察モードのときには、レーザ光源LD1をオンにし、レーザ光源LD2をオフにする。一方、酸素飽和度観察モードのときには、1フレーム毎にレーザ光源LD1,LD2のオンオフを切り替える。即ち、レーザ光源LD1をオンにするときにはレーザ光源LD2をオフにし、レーザ光源LD1をオフにするときにはレーザ光源LD2をオンにする。コンバイナ21は、各光ファイバ24,25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2系統の光に分波される。分波された2系統の光は、ライトガイド28,29で伝送される。ライトガイド28,29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,LD2からの光を直接ライトガイド28,29に入れる構成としてもよい。図1及び図2に示すように、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、ライトガイド28,29で伝送される2系統2灯の光を照射する照明部33と、被観察領域を撮像する1系統の撮像部34、内視鏡スコープ32の先端部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にすることができる。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、被写体領域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を備えており、各照明窓43,44は、第1または第2白色光を被観察領域に向けて照射する。照明窓43,44の奥には、それぞれ投光ユニット47,54が収納されている。各投光ユニット47,54は、ライトガイド28,29からの第1または第2レーザ光を蛍光体50に当てて第1または第2白色光を励起発光させ、その第1または第2白色光をレンズ51を介して被観察領域に向けて照射する。蛍光体50は、レーザ光源LD1,LD2からの第1または第2レーザ光の一部を吸収して緑色~赤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。第1または第2レーザ光が蛍光体50に照射されると、蛍光体50から発せられる緑色~黄色の励起発光光蛍光と、蛍光体50により吸収されず透過した第1または第2レーザ光の励起光とが合わされて、白色光疑似白色光が生成される。なお、蛍光体50は略直方体形状を有していることが好ましい。この場合、蛍光体48は、蛍光体物質をバインダで略直方体状に固めて形成してもよく、また、無機ガラスなどの樹脂に蛍光体物質を混合したものを略直方体状に形成してもよい。この蛍光体50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。第1レーザ光が投光ユニット47,54に入射したときには、図3に示すように、中心波長445nmの第1レーザ光の波長範囲と、その第1レーザ光によって励起発光する蛍光において発光強度が増大する概ね460nm~700nmの波長範囲とを有する白色光が被検体に照射される。一方、第2レーザ光が投光ユニット47,54に入射したときには、中心波長473nmの第1レーザ光の波長範囲と、その第1レーザ光によって励起発光する蛍光において発光強度が増大する概ね480nm~700nmの波長範囲とを有する白色光が被検体に照射される。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。観察窓42の奥には、被検体の被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被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、対物レンズユニットからの光を受光面撮像面で受光し、受光した光を光電変換して撮像信号アナログ信号を出力する。撮像素子60はカラーCCDであり、その受光面には、R色のカラーフィルタが設けられたR画素、G色のカラーフィルタが設けられたG画素、B色のカラーフィルタが設けられたB画素を1組とする画素群が、マトリックス状に配列されている。B色、G色、R色のカラーフィルタは、それぞれ図4の曲線63,64,65に示すような分光透過率63,64,65を有している。したがって、被観察領域からの反射光等のうち白色光はR色、G色、B色のカラーフィルタの全てを透過するため、撮像素子60のR画素、G画素、B画素の全てから撮像信号が出力される。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。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。撮像制御部70は撮像素子60の撮像制御を行う。図5Aに示すように、通常光観察モード時には、1フレーム期間内で、第1白色光445nm蛍光体本実施形態では445nmの第1レーザ光を蛍光体50に当てて白色光を発生させるため、このように表記するを光電変換して得られる電荷を蓄積するステップと、蓄積した電荷を読み出すステップの合計2ステップが行われる。これは通常光観察モードに設定されている間、繰り返し行われる。一方、酸素飽和度観察モード時には、図5Bに示すように、1フレーム期間内で、第1白色光を光電変換して得られる電荷を蓄積するステップと、蓄積した電荷を読み出すステップの合計2ステップが行われる1フレーム目。そして、その次に、1フレーム期間内で、第2白色光473nmMW本実施形態では473mの第2レーザ光を蛍光体50に当てて白色光を発生させるため、このように表記するを光電変換して得られる電荷を蓄積するステップと、蓄積した電荷を読み出すステップの合計2ステップが行われる2フレーム目。これら合計2フレームの撮像制御は、酸素飽和度観察モードに設定されている間、繰り返し行われる。この酸素飽和度観察モードにおいては、1フレーム目に、撮像素子60のB画素から青色信号B1が出力され、G画素から緑色信号G1が出力され、R画素から出力される赤色信号R1が出力される。また、2フレーム目には、B画素から青色信号B2が出力され、G画素から緑色信号G2が出力され、R画素から赤色信号R2が出力される。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や入力装置15から入力される入力情報に基づいて、画像処理部73、光源装置11の光源制御部20、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と酸素飽和度画像処理部82とを備えており、内視鏡装置12からの画像信号に対して、所定の画像処理を施す。通常光画像処理部80は、通常光観察モード時に得られる画像信号に対して所定の画像処理を施すことによって、通常光画像を生成する。酸素飽和度画像処理部82は、内視鏡装置12から入力される画像信号に基づいて、被検体の血中ヘモグロビンの酸素飽和度の情報を算出するとともに、算出した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。酸素飽和度画像処理部82は、ずれ量算出部83と、信号比算出部84と、相関関係記憶部85と、酸素飽和度算出部86と、酸素飽和度画像生成部88とを備えている。ずれ量算出部83は、1フレーム目の画像信号と2フレーム目の画像信号間のずれ量ΔFを算出する。ずれ量ΔFは、信号特性が類似している1フレーム目の緑色信号G1と2フレーム目の緑色信号G2とから求める。まず、図6Aに示すように、緑色信号G1,G2のそれぞれについて、縦3画素×横3画素の正方形領域Rnnは1以上の自然数を設定する。ここで、緑色信号G1,G2などの画像信号における縦方向をX方向とし、横方向をY方向とする。次に、Bに示すように、緑色信号G1について、正方形領域Rnごとに、X方向の累積ヒストグラムHX1とY方向の累積ヒストグラムHY1を生成する。累積ヒストグラムは、正方形領域RnのX方向またはY方向における画素値の頻度出現回数を表すものであり、縦軸は頻度を表し、横軸は画素値を表している。緑色信号G2についても、同様に、X方向の累積ヒストグラムHX2とY方向の累積ヒストグラムHY2を生成する。次に、Cに示すように、累積ヒストグラムHX1と累積ヒストグラムHX2との比較演算によって、X方向のずれ量ΔXnを求める。同様にして、累積ヒストグラムHY1と累積ヒストグラムHY2との比較演算によって、Y方向のずれ量ΔYnを求める。なお、比較演算は、累積ヒストグラムHX1,HX2間の差分演算又は累積ヒストグラムHY1,HY2間の差分演算とすることが好ましい。例えば、累積ヒストグラムHX1の画素値100の頻度は、累積ヒストグラムHX2では、画素値102の頻度に対応している。そこで、画素値102と画素値100を差分処理することによって、差分値D2画素分を得る。そして、累積ヒストグラム上の全ての頻度について差分値Dを求め、求めた差分値Dを合計した値をX方向のずれ量ΔXnとする。Y方向のずれ量ΔYnについても同様にして求める。そして、緑色信号G1,G2の正方形領域Rnの全てについてずれ量ΔXn、ΔYnが求まったら、図7に示すように、これら全てのずれ量ΔXn及びΔYnを合計することによって、フレーム間のずれ量ΔFを求める。信号比算出部84は、2フレーム目の青色信号B2と1フレーム目の緑色信号G1との信号比B2/G1と、1フレーム目の緑色信号G1と赤色信号R1との信号比R1/G1とを求める。信号比算出部84では、信号比を求める際、信号間で同じ位置にある画素間の信号比を算出する。また、信号比は画像信号の全ての画素に対して算出される。なお、信号比は画像信号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、血管部分の画像信号とそれ以外の部分の画像信号との差に基づいて特定される。相関関係記憶部85は、信号比B2/G1及びR1/G1と酸素飽和度との相関関係を記憶している。この相関関係は、図8に示すように、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、形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B2/G1,R1/G1はlogスケールで記憶されている。上記相関関係は、図9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光散乱特性と密接に関連性し合っている。ここで、曲線90は酸化ヘモグロビンの吸光係数を、曲線91は還元ヘモグロビンの吸光係数を示している。例えば、473nmのように吸光係数の差が大きい波長では、酸素飽和度の情報を取り易い。しかしながら、473nmの光に対応する信号を含む青色信号B2は、酸素飽和度だけでなく血液量にも依存度が高い。そこで、青色信号B2に加え、主として血液量に依存して変化する光に対応する赤色信号R1と、青色信号B2と赤色信号R1のリファレンス信号規格化用信号となる緑色信号G1から得られる信号比B2/G1及びR1/G1を用いることで、血液量に依存することなく、酸素飽和度を正確に求めることができる。なお、血液量によらず酸素飽和度を求めるためには、青色信号B2と赤色信号R1の波長成分は460~700nmの波長範囲内に含まれることが好ましい。また、血中ヘモグロビンの吸光係数の波長依存性から、以下の3つのことが言える。波長470nm近辺例えば、中心波長470nm±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。540~580nmの緑色の波長範囲で平均すると、酸素飽和度の影響を受けにくい。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。なお、相関関係記憶部85には、図10に示すように、信号比R1/G1と血液量との相関関係についても記憶されている。この相関関係は、信号比R1/G1が大きくなればなるほど血液量も大きくなるように定義される1次元テーブルとして記憶されている。この信号比R1/G1と血液量の相関関係は血液量の算出時に用いられる。酸素飽和度算出部86は、相関関係記憶部85に記憶された相関関係と信号比算出部84で求めた信号比B2/G1、R1/G1とを用いて、各画素における酸素飽和度を求める。図11に示すように、相関関係記憶部85に記憶した相関関係から、信号比算出部で求めた信号比B2/G1、R1/G1に対応する対応点Pを特定する。そして、対応点Pが酸素飽和度=0限界の下限ライン93と酸素飽和度=100限界の上限ライン94との間にある場合に、その対応点Pが示すパーセント値を酸素飽和度とする。例えば、図11の場合であれば、対応点Pは60の等高線上に位置するため、酸素飽和度は60となる。一方、対応点が下限ライン93と上限ライン94との間から外れている場合、対応点が下限ライン93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94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93と上限ライン94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装置14上に表示しないようにしてもよい。酸素飽和度画像生成部88は、ずれ量算出部で算出したずれ量ΔFと酸素飽和度算出部86で求めた酸素飽和度に基づき、酸素飽和度画像を生成する。生成された酸素飽和度画像は表示装置14に表示される。この酸素飽和度画像は、輝度Yと色差信号Cb,Crからなる映像信号で構成される。輝度Yには、1フレーム目の緑色信号G1が割り当てられる。色差信号Cb,Crは、カラーテーブル88a~88cのいずれかに従い、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88a~88cは、図12A~Cに示すように、3種類のカラーテーブルを備えいる。カラーテーブル88aは、ずれ量ΔFが第1許容値ε1内にある場合に用いられ、カラーテーブル88bは、ずれ量ΔFが第1許容値ε1を超えたものの第2許容値ε2ε2>ε1内にある場合に用いられ、カラーテーブル88cは、ずれ量ΔFが第2許容値ε2を超えている場合に用いられる。カラーテーブル88bは、カラーテーブル88aよりも、疑似カラーの彩度が小さくなるように設定されている。また、カラーテーブル88a,88bは、酸素飽和度を有彩色に疑似カラー化するのに対して、カラーテーブル88cは、酸素飽和度を無彩色に疑似カラー化する。なお、カラーテーブルは、ずれ量ΔFに応じて、疑似カラーの彩度以外の色特性値が変化するように設定してもよい。このように、ずれ量が大きくなるほど、疑似カラーの彩度を低くするカラーテーブルを用いることによって、酸素飽和度の信頼度を色の変化でユーザーに直感的に訴えることができる。また、ずれ量が第2許容値ε2を超えるような極めて大きい場合スコープ先端部40を極めて早く動かした場合等には、酸素飽和度画像に色を付けない無彩色用のカラーテーブルを用いることで、その時点で取得した無彩色の酸素飽和度画像は、信頼度が比較的高い有彩色の酸素飽和度画像とは明らかに違うことを直感的に訴えることができる。次に、本発明の作用について図13のフローチャートに沿って説明する。内視鏡装置の切り替えスイッチ17によって、酸素飽和度観察モードに切り替えられると、中心波長445nmの第1レーザ光で第1白色光を蛍光体50から励起発光させ、この第1白色光を被検体内に照射する。被検体からの反射光等は、B画素、G画素、R画素からなるカラーCCDである撮像素子60で撮像される。これにより、青色信号B1、緑色信号G1、赤色信号R1からなる1フレーム目の画像信号が得られる。1フレーム目の画像信号が得られると、中心波長473nmの第2レーザ光で第2白色光を蛍光体50から励起発光させ、この第2白色光を被検体内に照射する。被検体からの反射光等を撮像素子60で撮像することにより、青色信号B2、緑色信号G2、赤色信号R2からなる2フレーム目の画像信号が得られる。2フレーム目の画像信号が得られると、ずれ量算出部83は、1フレーム目の緑色信号G1と2フレーム目の画像信号G2から、フレーム間のずれ量ΔFを算出する。次に、信号比算出部84により、1フレーム目の画像信号と2フレーム目の画像信号間で同じ位置にある画素について、信号比B2/G1、R1/G1を求める。信号比は全ての画素について求める。信号比が求まると、酸素飽和度算出部86は、相関関係記憶部85に記憶している相関関係から、信号比算出部84で求めた信号比B2/G1、R1/G1に対応する酸素飽和度を求める。酸素飽和度は、全ての画素について求める。全ての画素について血液量及び酸素飽和度が求まると、酸素飽和度画像生成部88は、カラーテーブル88a~88cの中からずれ量ΔFに適合するカラーテーブルを用いて、酸素飽和度に対応する色差信号Cr,Cbを求める。また、1フレーム目の緑色信号G1を輝度Yに割り当てる。これら色差信号Cr,Cb、輝度Yから、酸素飽和度画像を生成する。生成された酸素飽和度画像は、表示装置14に表示される。本発明の第2実施形態は、画像信号全体のずれ量ΔFに基づいて、画像全体で疑似カラーの彩度を変化させる第1実施形態と異なり、正方形領域Rn間のズレ量ΔXn、ΔYnに基づいて、正方形領域Rnごとに疑似カラーの彩度を変化させる。したがって、第2実施形態は、ずれ量算出部83、酸素飽和度画像生成部88以外については、第1実施形態と同様であるので説明を省略する。なお、正方形領域Rnは、第1実施形態と同様、X方向に3画素、Y方向に3画素とすることが好ましいが、これに限られない。第2実施形態のずれ量算出部83は、X方向の累積ヒストグラムHX1、HX2とY方向の累積ヒストグラムHY1、HY2を用いて、正方形領域Rn間のずれ量ΔXn、ΔYnを算出する部分までは、第1実施形態と同様である図6参照。ずれ量ΔXn、ΔYnが求まったら、図14に示すように、正方形領域RnごとにX方向のずれ量ΔXnとY方向のずれ量ΔYnを加算することにより、正方形領域Rnでのずれ量ΔFnを求める。第2実施形態の酸素飽和度画像生成部88は、輝度Yについては第1実施形態と同様に1フレーム目の緑色信号G1が割り当てられる。一方、色差信号Cr,Cbについては、正方形領域Rnごとに割り当てられたカラーテーブルから信号値が算出される。ここで、正方形領域Rnのずれ量ΔFnが第1許容値ε1内にある場合に用いられ、カラーテーブル88bは、ずれ量ΔFnが第1許容値ε1を超えたものの第2許容値ε2ε2>ε1内にある場合に用いられ、カラーテーブル88cは、ずれ量ΔFnが第2許容値ε2を超えている場合に用いられる。したがって、各正方形領域Rnにおけるずれ量ΔFが図15Aの場合には、図15Bに示すように、カラーテーブル88a~88cのいずれかが、各正方形領域Rnに割り当てられる。ここで、図15B中のT1はカラーテーブル88aを示しており、T2はカラーテーブル88bを示しており、T3はカラーテーブル88cを示している。これら各正方形領域Rnごとに割り当てられたカラーテーブル88a~88cから、各正方形領域Rnごとに色差信号Cr,Cbが求められる。この求めた色差信号Cr,Cbと輝度Yから酸素飽和度画像が得られる。酸素飽和度画像は、図15Cに示すように、カラーテーブル88aT1で色差信号に変換された正方形領域Raについては有彩色且つ彩度が高く表示されているため、その部分は信頼度が高いことが直感的に分かる。これに対して、カラーテーブル88bT2で色差信号に変換された正方形領域Rbについては有彩色であるものの彩度が低く表示されているため、その部分は信頼度が比較的低いことが直感的に分かる。また、カラーテーブル88cT3で色差信号に変換された正方形領域Rcについては無彩色で表示されているため、その部分は信頼度が極めて低いことが直感的に分かる。したがって、酸素飽和度画像内においては、通常通り表示される領域Raと、彩度が低く表示される領域Rb,Rcが混在することになるため、信頼度が高い領域と低い領域の両方を同時に把握することができる。本発明の第3実施形態では、フレーム間のずれ量に基づいて、フレーム間の位置合わせを行った後に、再度フレーム間のずれ量を求める。したがって、図16に示すように、第3実施形態の内視鏡システム100は、フレーム間の位置合わせに用いるフレーム間のずれ量ΔFx,ΔFyを求めるずれ量算出部101と、これらずれ量ΔFx、ΔFyに基づいて、フレーム間の位置合わせを行う位置合わせ部102が設けられている。また、第3実施形態の酸素飽和度画像生成部88では、第1実施形態とは異なる方法で酸素飽和度画像が生成される。それ以外については、第1実施形態と同様であるので、説明を省略する。ずれ量算出部101は、X方向の累積ヒストグラムHX1、XX2とY方向の累積ヒストグラムHY1、HY2を用いて、正方形領域Rn間のずれ量ΔXn、ΔYnを算出する部分までは、第1実施形態のずれ量算出部83と同様である。ずれ量ΔXn、ΔYnを求めた後は、図17に示すように、全てのΔXnを合計することにより画像信号全体でのX方向の位置ずれ量ΔFxを求めるとともに、全てのΔYnを合計することにより画像信号全体でのY方向の位置ずれ量ΔFyを求める。位置合わせ部102は、酸素飽和度の算出に用いる1フレーム目の緑色信号G1、赤色信号R1と2フレーム目の青色信号B2間の位置合わせを行う。まず、図18Aに示すように、緑色信号G1と青色信号B2のうちいずれか一方を、ずれ量算出部101で求めたX方向のずれ量ΔFx分だけX方向に移動させるとともに、Y方向のずれ量ΔFy分だけY方向に移動させる。同様にして、図18Bに示すように、赤色信号R1と青色信号B2のうちのいずれか一方を、ΔFx、ΔFy分だけX方向又はY方向に移動させる。そして、位置合わせ部102で各信号の位置合わせを行った後は、ずれ量算出部101でX方向のずれ量とY方向のずれ量を再計算する。この再計算後のX方向のずれ量を位置合わせ後のずれ量をΔFx ́とし、Y方向のずれ量を位置合わせ後のずれ量をΔFy ́とする。酸素飽和度画像生成部88においては、カラーテーブル88a~88cのうちΔFx ́、ΔFy ́を合計したずれ量ΔF ́に適合するカラーテーブルを選択する。カラーテーブルの選択方法については、ずれ量ΔFをΔF ́に置き換える以外は、第1実施形態と同様である。そして、選択したカラーテーブルを用いて、酸素飽和度画像を生成する。第3実施形態においては、位置合わせ部102でフレーム間の位置合わせが行われているため、酸素飽和度画像上の酸素飽和度情報の信頼性は高くなっている。また、位置合わせ部で完全に位置ズレを解消できない場合であっても、位置合わせ後のフレーム間のずれ量ΔFx ́、ΔFy ́が酸素飽和度画像上で色の変化として表されているため、酸素飽和度画像上で位置ずれを直感的に把握することができる。なお、酸素飽和度の算出に使用する3波長の画像信号のうち、一部の画像信号については、第1実施形態と同様に、半導体光源の光から画像信号を生成する一方、残りの画像信号については、キセノンランプなどの白色光源の広帯域光から波長分離した光から画像信号を生成してもよい。この場合、第1実施形態における内視鏡システム10の光源装置11に代えて、図19に示す光源装置200を用いる。この光源装置200で生成された光は、内視鏡装置180に供給される。この内視鏡装置180は第1実施形態の内視鏡装置12とほぼ同様の構成を備えているが、先端部の照明部33に蛍光体50が設けられていない点が内視鏡装置12と異なる。そのため、光源装置200からの光は、内視鏡装置180を介して、そのまま被検体内に照射される。また、内視鏡装置180内における撮像素子180aの構成及び撮像制御部70の動作については、第1実施形態と異なっている。また、プロセッサ装置13においては、通常光画像処理部80における通常光画像の生成方法が異なり、また、酸素飽和度画像処理部82で使用する信号が第1実施形態で使用する信号と異なっている。以下においては、上記第1実施形態とで異なる部分についてのみ説明し、それ以外については説明を省略する。光源装置200は、広帯域光BB400~700nmを発する白色光源230と、この白色光源230からの広帯域光BBをB、G、Rの3色の光に色分離し、それら各色の光を順次ライトガイド28,29に供給するロータリフィルタ234と、青色狭帯域光BNを発する半導体光源ユニット236と、広帯域光BBの光路L1上に青色狭帯域光BNの光路L2を合流させる光合流部238と、所定のタイミングにおいて、白色光源230とロータリフィルタ234との間の広帯域光BBの光路を塞ぐシャッタ板240とを備えている。白色光源230は、広帯域光BBを放射する光源本体230aと、広帯域光BBの光量を調整する絞り230bとを備えている。光源本体230aはキセノンランプ、ハロゲンランプ、メタルハライドなどから構成される。絞り230bの開度は、光量制御部図示省略によって調節される。図20に示すように、ロータリフィルタ234は、Bフィルタ部234a、Gフィルタ部234b、Rフィルタ部234cが選択的に広帯域光BBの光路L1に挿入されるように回転自在に設けられている。ロータリフィルタ234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°の扇型の領域に、それぞれBフィルタ部234a、Gフィルタ部234b、Rフィルタ部234cが設けられている。図21に示すように、Bフィルタ部234aは広帯域光BBから青色帯域のB光を透過させ、Gフィルタ部234bは広帯域光BBから緑色帯域のG光を透過させ、Rフィルタ部234cは広帯域光BBから赤色帯域のR光を透過させる。したがって、ロータリフィルタ234の回転によって、ロータリフィルタ234からB光、G光、R光が順次出射する。半導体光源ユニット236は、レーザ光源236a、光源制御部236bを有する。図21に示すように、レーザ光源236aは中心波長473nmの青色狭帯域光BNを発光する。このレーザ光源236aは、光源制御部236bの制御に従って、点灯及び消灯を行う。この光源制御部236bはプロセッサ装置内の制御部72によって制御される。レーザ光源236aから発光された青色狭帯域光BNは、集光レンズ236cを通して、光合流部238に向けて出射する。光合流部238はダイクロイックミラーであり、ロータリフィルタ234からの光はそのまま透過させる一方で、半導体光源ユニット236からの青色狭帯域光BNは反射させてその光路L2を広帯域光BBの光路L1に一致させる。光合流部238を出た光は、集光レンズ242を通して、内視鏡装置180に供給される。図22に示すように、シャッタ板240は、120°の中心角を有し、広帯域光BBを遮光する遮光部240aと、残りの240°の中心角を有し、広帯域光BBを透過させる透過部240bとを備えている。シャッタ板240は回転自在に設けられており、回転することで、遮光部240aと透過部240bが交互に選択的に広帯域光BBの光路に挿入させるようになっている。シャッタ板240の回転動作は、通常光観察モードと酸素飽和度観察モードとで異なっている。通常光観察モードにおいては、シャッタ板240は、遮光部240aが広帯域光BBの光路L1から退避し、透過部240bが光路L1に挿入された状態で停止している。したがって、広帯域光BBは、常時ロータリフイルタ234に入射する。これにより、広帯域光BBの光路L1に挿入されている、B、G、Rの各フイルタ部234a、234b、234cの種類に応じて、B光、G光、R光の三色の光が順次生成される。一方、酸素飽和度観察モードにおいては、シャッタ板240は、ロータリフィルタ234のBフィルタ部234aが広帯域光BBの光路に挿入されている間、遮光部240aが広帯域光BBの光路に挿入されるように、回転する。したがって、遮光部240aが広帯域光BBの光路に挿入されている間、広帯域光BBが遮光される。この広帯域光BBの遮光期間に、レーザ光源236aを点灯して、青色狭帯域光BNを内視鏡装置180に供給する。これに対して、透過部240bが広帯域光BBの光路に挿入されたときには、青色狭帯域光BNが消灯する一方で、広帯域光BBが透過する。この広帯域光BBの透過期間に、広帯域光BBがGフイルタ部234b、Rフィルタ234cを透過するため、G光、R光が順次生成される。内視鏡装置180内の撮像素子180aは、上記第1実施形態の撮像素子60と異なり、撮像面にマイクロカラーフィルタが設けられていないモノクロ撮像素子である。また、この撮像素子180aの撮像を制御する撮像制御部70についても、上記第1実施形態と異なる動作を行う。通常光観察モードにおいては、図23Aに示すように、B、G、Rの三色の像光を順次撮像して電荷を蓄積し、この蓄積した電荷に基づいて面順次撮像信号B、G、Rを順次出力する。この一連の動作は、通常光観察モードに設定されている間、繰り返される。一方、酸素飽和度観察モードにおいては、図23Bに示すように、青色狭帯域光BN、G光、R光の3つの光の像光を順次撮像して電荷を蓄積し、この蓄積した電荷に基づいて面順次撮像信号N、G、Rを順次出力する。こうした動作が酸素飽和度観察モードに設定されている間、繰り返される。プロセッサ装置内の通常光画像処理部80は、面順次撮像信号B、G、Rに基づいて、通常光画像を生成する。この通常光画像において、面順次撮像信号Bは第1実施形態の青色信号B1に略対応し、面順次撮像信号Gは第1実施形態の緑色信号G1に略対応し、面順次撮像信号Rは第1実施形態のR1に略対応している。プロセッサ装置内の酸素飽和度画像処理部82は、第1実施形態と異なり、面順次撮像信号N、G、Rに基づいて、血液量及び酸素飽和度を算出する。ここでは、第1実施形態の信号比B2/G1に対応する輝度比としてN/Gを用い、第1実施形態の信号比R1/G1に対応する輝度比としてR/Gを用いる。これに伴って、相関関係記憶部85には、信号比B2/G1及びR1/G1と酸素飽和度との相関関係が記憶されている。それ以外については、第1実施形態と同様の手順で処理が行われる。なお、本発明では、酸素飽和度の画像化を行ったが、これに代えて又は加えて、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の画像化を行ってもよい。"