"緑色および赤色の光、もしくは、青色および緑色の光を少なくとも含む照明光、ならびに、被検者の被観察領域に含まれる自家蛍光物質から1以上の自家蛍光を発光させるための、中心波長の異なる1以上の励起光を発する光源部と、前記照明光が前記光源部から前記被検者の被観察領域に照射された場合に、該被検者の被観察領域からの照明光の反射光を受光して反射光画像を撮像し、かつ、前記励起光が前記光源部から前記被検者の被観察領域に照射された場合に、該被検者の被観察領域に含まれる自家蛍光物質から発せられる自家蛍光を受光して自家蛍光画像を撮像する撮像部と、前記励起光、および、前記被検者の被観察領域に含まれる自家蛍光物質から発せられる自家蛍光が血液により吸収され、該血液の量に応じて低下する減衰割合の情報を有し、該血液の量に対応する減衰割合の情報の中から、前記反射光画像の画像信号に対応する減衰割合を求め、該求めた減衰割合を用いて前記自家蛍光画像の画像信号を補正する画像補正部とを備えることを特徴とする内視鏡診断装置。前記撮像部は、前記反射光画像と前記自家蛍光画像とを1フレームごとに順番に撮像するものである請求項1に記載の内視鏡診断装置。前記撮像部は、前記反射光画像および前記自家蛍光画像を撮像する撮像素子と、該撮像素子の光路上に配置され、青色、緑色および赤色に応じた波長範囲の光を透過し、前記励起光の波長範囲の光を透過しない分光透過特性を有するカラーフィルタとを備えるものである請求項1または2に記載の内視鏡診断装置。前記画像補正部は、前記反射光画像の緑色および赤色の画像信号の比に基づいて前記減衰割合を求めるものである請求項3に記載の内視鏡診断装置。前記画像補正部は、前記反射光画像の緑色および赤色の画像信号の比と前記血液の量との関係を表す第1変換テーブル、および、該血液の量と前記減衰割合との関係を表す第2変換テーブルを有し、該第1変換テーブルを用いて、前記反射光画像の緑色および赤色の画像信号の比から前記血液の量を求め、前記第2変換テーブルを用いて、該求めた血液の量から前記減衰割合を求めるものである請求項4に記載の内視鏡診断装置。前記画像補正部は、前記第1および第2変換テーブルを合成して得られる、前記反射光画像の緑色および赤色の画像信号の比と前記減衰割合との関係を表す変換テーブルを用いて、前記反射光画像の緑色および赤色の画像信号の比から前記減衰割合を求めるものである請求項5に記載の内視鏡診断装置。前記励起光は、中心波長405nmの光を含み、前記自家蛍光物質はポルフィリンである請求項1~6のいずれかに記載の内視鏡診断装置。前記光源部は、さらに、前記自家蛍光のピークの発光波長を中心波長とする1以上の単色光を発するものであり、前記撮像部は、さらに、前記単色光が前記光源部から前記被検者の被観察領域に照射された場合に、該被検者の被観察領域からの単色光の反射光を受光して単色光画像を撮像するものであり、前記撮像部は、前記反射光画像と前記自家蛍光画像と前記単色光画像とを1フレームごとに順番に撮像するものである請求項1に記載の内視鏡診断装置。前記撮像部は、前記反射光画像および前記単色光画像を撮像する第1撮像素子と、該第1撮像素子の光路上に配置され、青色、緑色および赤色に応じた波長範囲の光を透過するカラーフィルタと、前記自家蛍光画像を撮像する前記第1撮像素子よりも高感度の第2撮像素子と、該第2撮像素子の光路上に配置され、緑色および赤色に応じた波長範囲の光を透過し、前記励起光の波長範囲の光を透過しない分光透過特性を有するカラーフィルタを備えるものである請求項8に記載の内視鏡診断装置。前記画像補正部は、前記反射光画像の青色および緑色の画像信号の比に基づいて前記励起光の減衰割合を求め、前記反射光画像の緑色および前記単色光画像の赤色の画像信号の比に基づいて前記自家蛍光の減衰割合を求め、前記励起光の減衰割合と前記自家蛍光の減衰割合とを掛け合わせて全減衰割合を求め、該求めた全減衰割合を用いて前記自家蛍光画像の画像信号を補正するものである請求項9に記載の内視鏡診断装置。前記画像補正部は、前記反射光画像の青色および緑色の画像信号の比と前記励起光に対応する血液の量との関係を表す第3変換テーブル、該励起光に対応する血液の量と前記励起光の減衰割合との関係を表す第4変換テーブル、前記反射光画像の緑色および前記単色光画像の赤色の画像信号の比と前記自家蛍光に対応する血液の量との関係を表す第5変換テーブル、および、該自家蛍光に対応する血液の量と前記自家蛍光の減衰割合との関係を表す第6変換テーブルを有し、前記第3変換テーブルを用いて、前記反射光画像の青色および緑色の画像信号の比から前記励起光に対応する血液の量を求め、前記第4変換テーブルを用いて、該励起光に対応する血液の量から前記励起光の減衰割合を求め、前記第5変換テーブルを用いて、前記反射光画像の緑色および前記単色光画像の赤色の画像信号の比から前記自家蛍光に対応する血液の量を求め、前記第6変換テーブルを用いて、該自家蛍光に対応する血液の量から前記自家蛍光の減衰割合を求めるものである請求項10に記載の内視鏡診断装置。前記画像補正部は、前記第3および第4変換テーブルを合成して得られる、前記反射光画像の青色および緑色の画像信号の比と前記励起光の減衰割合との関係を表す変換テーブルを用いて、前記反射光画像の青色および緑色の画像信号の比から前記励起光の減衰割合を求め、前記第5および第6変換テーブルを合成して得られる、前記反射光画像の緑色および前記単色光画像の赤色の画像信号の比と前記自家蛍光の減衰割合との関係を表す変換テーブルを用いて、前記反射光画像の緑色および前記単色光画像の赤色の画像信号の比から前記自家蛍光の減衰割合を求めるものである請求項11に記載の内視鏡診断装置。前記励起光は、中心波長405nmの光を含み、前記単色光は、中心波長630nmの光を含み、前記自家蛍光物質はポルフィリンである請求項8~12のいずれかに記載の内視鏡診断装置。前記画像補正部は、さらに、前記反射光画像の画像信号から分光推定を行って、該反射光画像の青色のピークを中心波長とする第1分光画像の画像信号、および、前記自家蛍光のピークの発光波長を中心波長とする第2分光画像の画像信号を求め、前記反射光画像の画像信号ならびに前記第1および第2分光画像の画像信号に対応する減衰割合を求めるものであり、前記撮像部は、前記反射光画像と前記自家蛍光画像とを1フレームごとに順番に撮像するものである請求項1に記載の内視鏡診断装置。前記励起光は、中心波長405nmの光を含み、前記自家蛍光物質はポルフィリンである請求項14に記載の内視鏡診断装置。前記照明光は、白色光である請求項1~15のいずれかに記載の内視鏡診断装置。励起光および生体組織から発せられる自家蛍光は、生体組織に含まれる血液により、その一部が血液量に応じて吸収される。そのため、特許文献1のように、単純に自家蛍光を撮像して観察する場合、観察される自家蛍光の強弱が、自家蛍光を発する自家蛍光物質の量の大小によるものなのか、血液量の大小に応じた吸収によるものなのかの区別をすることができず、診断に不確定性が生じてしまうという問題があった。本発明の目的は、生体組織中の血液量の大小によらず、自家蛍光物質の量の大小に応じた自家蛍光画像を得ることができる内視鏡診断装置を提供することにある。上記目的を達成するために、本発明は、緑色および赤色の光、もしくは、青色および緑色の光を少なくとも含む照明光、ならびに、被検者の被観察領域に含まれる自家蛍光物質から1以上の自家蛍光を発光させるための、中心波長の異なる1以上の励起光を発する光源部と、前記照明光が前記光源部から前記被検者の被観察領域に照射された場合に、該被検者の被観察領域からの照明光の反射光を受光して反射光画像を撮像し、かつ、前記励起光が前記光源部から前記被検者の被観察領域に照射された場合に、該被検者の被観察領域に含まれる自家蛍光物質から発せられる自家蛍光を受光して自家蛍光画像を撮像する撮像部と、前記励起光、および、前記被検者の被観察領域に含まれる自家蛍光物質から発せられる自家蛍光が血液により吸収され、該血液の量に応じて低下する減衰割合の情報を有し、該血液の量に対応する減衰割合の情報の中から、前記反射光画像の画像信号に対応する減衰割合を求め、該求めた減衰割合を用いて前記自家蛍光画像の画像信号を補正する画像補正部とを備えることを特徴とする内視鏡診断装置を提供するものである。ここで、前記撮像部は、前記反射光画像と前記自家蛍光画像とを1フレームごとに順番に撮像するものであることが好ましい。また、前記撮像部は、前記反射光画像および前記自家蛍光画像を撮像する撮像素子と、該撮像素子の光路上に配置され、青色、緑色および赤色に応じた波長範囲の光を透過し、前記励起光の波長範囲の光を透過しない分光透過特性を有するカラーフィルタとを備えるものであることが好ましい。また、前記画像補正部は、前記反射光画像の緑色および赤色の画像信号の比に基づいて前記減衰割合を求めるものであることが好ましい。また、前記画像補正部は、前記反射光画像の緑色および赤色の画像信号の比と前記血液の量との関係を表す第1変換テーブル、および、該血液の量と前記減衰割合との関係を表す第2変換テーブルを有し、該第1変換テーブルを用いて、前記反射光画像の緑色および赤色の画像信号の比から前記血液の量を求め、前記第2変換テーブルを用いて、該求めた血液の量から前記減衰割合を求めるものであることが好ましい。また、前記画像補正部は、前記第1および第2変換テーブルを合成して得られる、前記反射光画像の緑色および赤色の画像信号の比と前記減衰割合との関係を表す変換テーブルを用いて、前記反射光画像の緑色および赤色の画像信号の比から前記減衰割合を求めるものであることが好ましい。また、前記励起光は、中心波長405nmの光を含み、前記自家蛍光物質はポルフィリンであることが好ましい。また、前記光源部は、さらに、前記自家蛍光のピークの発光波長を中心波長とする1以上の単色光を発するものであり、前記撮像部は、さらに、前記単色光が前記光源部から前記被検者の被観察領域に照射された場合に、該被検者の被観察領域からの単色光の反射光を受光して単色光画像を撮像するものであり、前記撮像部は、前記反射光画像と前記自家蛍光画像と前記単色光画像とを1フレームごとに順番に撮像するものであることが好ましい。また、前記撮像部は、前記反射光画像および前記単色光画像を撮像する第1撮像素子と、該第1撮像素子の光路上に配置され、青色、緑色および赤色に応じた波長範囲の光を透過するカラーフィルタと、前記自家蛍光画像を撮像する前記第1撮像素子よりも高感度の第2撮像素子と、該第2撮像素子の光路上に配置され、緑色および赤色に応じた波長範囲の光を透過し、前記励起光の波長範囲の光を透過しない分光透過特性を有するカラーフィルタを備えるものであることが好ましい。また、前記画像補正部は、前記反射光画像の青色および緑色の画像信号の比に基づいて前記励起光の減衰割合を求め、前記反射光画像の緑色および前記単色光画像の赤色の画像信号の比に基づいて前記自家蛍光の減衰割合を求め、前記励起光の減衰割合と前記自家蛍光の減衰割合とを掛け合わせて全減衰割合を求め、該求めた全減衰割合を用いて前記自家蛍光画像の画像信号を補正するものであることが好ましい。また、前記画像補正部は、前記反射光画像の青色および緑色の画像信号の比と前記励起光に対応する血液の量との関係を表す第3変換テーブル、該励起光に対応する血液の量と前記励起光の減衰割合との関係を表す第4変換テーブル、前記反射光画像の緑色および前記単色光画像の赤色の画像信号の比と前記自家蛍光に対応する血液の量との関係を表す第5変換テーブル、および、該自家蛍光に対応する血液の量と前記自家蛍光の減衰割合との関係を表す第6変換テーブルを有し、前記第3変換テーブルを用いて、前記反射光画像の青色および緑色の画像信号の比から前記励起光に対応する血液の量を求め、前記第4変換テーブルを用いて、該励起光に対応する血液の量から前記励起光の減衰割合を求め、前記第5変換テーブルを用いて、前記反射光画像の緑色および前記単色光画像の赤色の画像信号の比から前記自家蛍光に対応する血液の量を求め、前記第6変換テーブルを用いて、該自家蛍光に対応する血液の量から前記自家蛍光の減衰割合を求めるものであることが好ましい。また、前記画像補正部は、前記第3および第4変換テーブルを合成して得られる、前記反射光画像の青色および緑色の画像信号の比と前記励起光の減衰割合との関係を表す変換テーブルを用いて、前記反射光画像の青色および緑色の画像信号の比から前記励起光の減衰割合を求め、前記第5および第6変換テーブルを合成して得られる、前記反射光画像の緑色および前記単色光画像の赤色の画像信号の比と前記自家蛍光の減衰割合との関係を表す変換テーブルを用いて、前記反射光画像の緑色および前記単色光画像の赤色の画像信号の比から前記自家蛍光の減衰割合を求めるものであることが好ましい。また、前記励起光は、中心波長405nmの光を含み、前記単色光は、中心波長630nmの光を含み、前記自家蛍光物質はポルフィリンであることが好ましい。また、前記画像補正部は、さらに、前記反射光画像の画像信号から分光推定を行って、該反射光画像の青色のピークを中心波長とする第1分光画像の画像信号、および、前記自家蛍光のピークの発光波長を中心波長とする第2分光画像の画像信号を求め、前記反射光画像の画像信号ならびに前記第1および第2分光画像の画像信号に対応する減衰割合を求めるものであり、前記撮像部は、前記反射光画像と前記自家蛍光画像とを1フレームごとに順番に撮像するものであることが好ましい。また、前記励起光は、中心波長405nmの光を含み、前記自家蛍光物質はポルフィリンであることが好ましい。前記照明光は、白色光であることが好ましい。本発明によれば、反射光画像の画像信号に基づいて励起光および自家蛍光の減衰割合を求め、減衰割合を用いて自家蛍光画像の画像信号を補正することにより、自家蛍光画像から、血液による光の吸収の影響を排除することができ、血液量の大小によらず、自家蛍光物質の大小に応じた自家蛍光画像を得ることができる。本発明によれば、自家蛍光物質の大小と、血液による吸収の大小とを区別することができるため、自家蛍光観察モードにおける診断能力を向上させることができる。以下、添付の図面に示す好適実施形態に基づいて、本発明に係る内視鏡診断装置を詳細に説明する。図1は、本発明に係る内視鏡診断装置の構成を表す一実施形態の外観図、図2は、その内部構成を表す第1実施形態のブロック図である。これらの図に示す内視鏡診断装置10Aは、波長範囲の異なる複数の光を発生する光源装置12Aと、光源装置12Aから発せられる光を導光して被検者の被観察領域に照射し、被検者からの反射光ないし自家蛍光を撮像する内視鏡装置14Aと、内視鏡装置14Aで撮像された画像を画像処理して内視鏡画像を出力するプロセッサ装置16と、プロセッサ装置16から出力される内視鏡画像を表示する表示装置18と、入力操作を受け付ける入力装置20とによって構成されている。ここで、内視鏡診断装置10Aは、通常光白色光を被検者に照射し、その反射光を撮像して通常光画像白色光画像を表示観察する通常光観察モード白色光観察モードと、自家蛍光観察用の励起光特殊光を被検者に照射し、自家蛍光を撮像して自家蛍光画像特殊光画像を表示する自家蛍光観察モード特殊光観察モードとを有する。各観察モードは、内視鏡装置14Aの切り替えスイッチ66や入力装置20から入力される指示に基づき、適宜切り替えられる。光源装置12Aは、光源制御部22と、それぞれ中心波長の異なるレーザ光を発する2種のレーザ光源LD1,LD2と、コンバイナ合波器24と、カプラ分波器26とによって構成されている。本実施形態において、レーザ光源LD1,LD2からは、それぞれ、中心波長が405nm、445nmである、所定の波長範囲例えば、中心波長±10nmの狭帯域光が発せられる。レーザ光源LD1は、生体組織内の自家蛍光物質、例えば、ポルフィリンPorphyrin、NADHNicotinamideAdeninedinucleotideの還元型、NADPHNicotinamideAdeninedinucleotidePhosphateの還元型、FADFlavinAdenineDinucleotide等から自家蛍光を発光させるための励起光を照射する光源である。また、レーザ光源LD2は、後述するように、蛍光体から白色光疑似白色光を発生させるための励起光を発生する光源白色光光源である。レーザ光源LD1,LD2は、後述するプロセッサ装置16の制御部によって制御される光源制御部22によりそれぞれ個別にオンオフ制御および光量制御が行われ、各レーザ光源LD1,LD2の発光のタイミングや光量比率は変更自在になっている。レーザ光源LD1,LD2としては、ブロードエリア型のInGaN系レーザダイオードが利用でき、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。なお、通常光を発生するための通常光光源は、励起光および蛍光体の組合せに限定されず、白色光を発するものであればよく、例えば、キセノンランプ、ハロゲンランプ、白色LED発光ダイオードなどを利用することもできる。自家蛍光観察用の励起光を発生するための励起光光源も、レーザ光源半導体レーザに限定されず、自家蛍光物質を励起して自家蛍光を発光させることができる十分な強度の励起光を照射できる各種の光源、例えば、白色光光源と帯域制限フィルタとの組合せ等を利用することができる。また、通常光観察用の励起光の波長中心波長、狭帯域光の波長範囲は、特に制限はなく、蛍光体から疑似白色光を発生させることができる波長の励起光が、全て利用可能である。自家蛍光観察用の励起光の波長も、特に制限はなく、自家蛍光物質を励起して自家蛍光を発光させることができる波長の励起光が、全て利用可能であり、例えば、波長370~470nmの光、特に、波長400~450nmの光を、好適に利用することができる。また、本実施形態では、自家蛍光観察用の励起光として、中心波長405nmの励起光を使用しているが、自家蛍光観察用の励起光の数は1つに限定されず、発光させようとする自家蛍光の種類に応じて、1以上の励起光を使用すればよい。本実施形態の光源装置12Aおよび蛍光体は本発明の光源部を構成する。本発明の光源部は、白色光に限らず、緑色および赤色の光、もしくは、青色および緑色の光を少なくとも含む照明光、ならびに、被検者の被観察領域に含まれる自家蛍光物質から1以上の自家蛍光を発光させるための、中心波長の異なる1以上の励起光を発するものである。光源制御部22は、通常光観察モードの場合、レーザ光源LD1を消灯、レーザ光源LD2を点灯する。また、光源制御部22は、自家蛍光観察モードの場合、レーザ光源LD1,LD2を順番に点灯する。各レーザ光源LD1,LD2から発せられるレーザ光は、集光レンズ図示略を介してそれぞれ対応する光ファイバに入力され、コンバイナ24により合波され、カプラ26により4系統の光に分波されてコネクタ部32Aに伝送される。コンバイナ24およびカプラ26は、ハーフミラー、反射ミラー等によって構成される。なお、これに限らず、コンバイナ24およびカプラ26を用いずに、各レーザ光源LD1,LD2からのレーザ光を直接コネクタ部32Aに送出する構成としてもよい。続いて、内視鏡装置14Aは、被検者内に挿入される内視鏡挿入部の先端から4系統4灯の光通常光、ないし、自家蛍光観察用の励起光を出射する照明光学系と、被観察領域の内視鏡画像を撮像する1系統1眼の撮像光学系とを有する、電子内視鏡である。内視鏡装置14Aは、内視鏡挿入部28と、内視鏡挿入部28の先端の湾曲操作や観察のための操作を行う操作部30と、内視鏡装置14Aを光源装置12Aおよびプロセッサ装置16に着脱自在に接続するコネクタ部32A,32Bとを備える。内視鏡挿入部28は、可撓性を持つ軟性部34と、湾曲部36と、先端部以降、内視鏡先端部とも表記する38とから構成されている。湾曲部36は、軟性部34と先端部38との間に設けられ、操作部30に配置されたアングルノブ40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36は、内視鏡装置14Aが使用される被検者の部位等に応じて、任意の方向、任意の角度に湾曲でき、内視鏡先端部38を、所望の観察部位に向けることができる。なお、図示していないが、操作部30及び内視鏡挿入部28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。内視鏡先端部38の先端面には、図3に示すように、被観察領域へ光を照射する2系統の照明窓42A,42B、被観察領域からの反射光ないし自家蛍光を撮像する1系統の観察窓44の他、鉗子口45等が配置されている。照明窓42Aの奥には、2系統の光ファイバ46A,48Aが収納されている。光ファイバ46A,48Aは、光源装置12Aからコネクタ部32Aを介してスコープ先端部38まで敷設されている。光ファイバ46Aの先端部照明窓42A側にはレンズ50A等の光学系が取り付けられている。一方、光ファイバ48Aの先端部には蛍光体54Aが配置され、さらに蛍光体54Aの先にレンズ52A等の光学系が取り付けられている。同様に、照明窓42Bの奥には、先端部にレンズ50B等の光学系を有する光ファイバ46Bと、先端部に蛍光体54Bおよびレンズ52B等の光学系を有する光ファイバ48Bの、2系統の光ファイバが収納されている。蛍光体54A,54Bは、レーザ光源LD2からの青色レーザ光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。通常光観察用の励起光が蛍光体54A,54Bに照射されると、蛍光体54A,54Bから発せられる緑色~黄色の励起発光光蛍光と、蛍光体54A,54Bにより吸収されず透過した青色レーザ光とが合わされて、白色光疑似白色光が生成される。照明窓42A側および照明窓42B側の照明光学系は同等の構成および作用のものであって、照明窓42A,42Bから同時に同等の照明光を照射させることで照明むらを防止することができる。なお、照明窓42A,42Bからそれぞれ異なる照明光を照射させることもできる。また、4系統の照明光を出射する照明光学系を有することは必須ではなく、例えば、2系統ないし1系統の照明光を出射する照明光学系でも同等の機能を実現することができる。一方、観察窓44の奥には、レンズ56等の光学系が取り付けられ、レンズ56の奥には、被観察領域の画像情報を取得するCCDChargeCoupledDeviceイメージセンサやCMOSComplementaryMetalOxideSemiconductorイメージセンサ等の撮像素子58が取り付けられている。撮像素子58は、レンズ56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ものであって、R画素、G画素、B画素の3色の画素を1組として、複数組の画素がマトリクス状に配列されている。撮像素子58の受光面光路上には、R画素、G画素、B画素に対応して、中心波長405nmの励起光を遮光しつつ、被観察領域からの可視光の約410~720nmの波長範囲の反射光を3分割して透過する分光透過特性を有する、R色、G色、B色のカラーフィルタが設けられている。つまり、カラーフィルタは、自家蛍光観察モードの場合に、中心波長405nmの励起光を遮光するために、例えば、波長410nm以下の光をカットする励起光カットフィルタの役割も果たす。本実施形態の撮像素子58は本発明の撮像部を構成する。本発明の撮像部は、照明光白色光が光源部から被検者の被観察領域に照射された場合に、被検者の被観察領域からの白色光の反射光を受光して反射光画像を撮像し、かつ、励起光が光源部から被検者の被観察領域に照射された場合に、被検者の被観察領域に含まれる自家蛍光物質から発せられる自家蛍光を受光して自家蛍光画像を撮像するものである。本実施形態では、1つの撮像素子58で通常光画像および自家蛍光画像の両方を撮像するが、2以上の撮像素子、例えば、通常センサで通常光画像を撮像し、通常センサよりも高感度の高感度センサで自家蛍光画像を撮像する構成としてもよい。光源装置12Aから光ファイバ46A,46Bおよび48A,48Bによって導光された光は、内視鏡先端部38から被検者の被観察領域に向けて照射される。そして、光が照射された被観察領域からの反射光、もしくは、被観察領域の自家蛍光物質から発せられる自家蛍光がレンズ56により撮像素子58の受光面上に結像され、撮像素子58により光電変換されて撮像される。撮像素子58からは、撮像された被検者の被観察領域の撮像信号アナログ信号が出力される。ここで、通常光観察モードの場合、レーザ光源LD2から発せられた通常光観察用の励起光が光ファイバ48A,48Bによって導光されて蛍光体54A,54Bに照射され、蛍光体54A,54Bから発せられる白色光が、照明窓42A,42Bから被検者の被観察領域に照射される。そして、白色光が照射された被検者の被観察領域からの反射光がレンズ56により集光され、カラーフィルタにより分光され、撮像素子58によって通常光画像が撮像される。一方、自家蛍光観察モードの場合、レーザ光源LD1から発せられた自家蛍光観察用の励起光が光ファイバ46A,46Bによって導光され、内視鏡先端部38から、被検者の被観察領域に向けて照射される。そして、励起光が照射された被検者の被観察領域の自家蛍光物質から発せられる自家蛍光がレンズ56により集光され、カラーフィルタにより励起光をカットしつつ分光され、撮像素子58によって自家蛍光画像が撮像される。また、自家蛍光観察モードにおいて、レーザ光源LD2から通常光観察用の励起光が発せられる場合の動作は、通常光観察モードの場合と同じである。以下の説明では、自家蛍光画像のR色、G色、B色の画像信号を、それぞれ、R1,G1,B1とし、通常光画像のR色、G色、B色の画像信号を、それぞれ、R2,G2,B2とする。撮像素子58から出力される画像通常光画像、自家蛍光画像の撮像信号アナログ信号は、スコープケーブル62を通じてA/D変換器64に入力される。A/D変換器64は、撮像素子58からの撮像信号アナログ信号を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32Bを介してプロセッサ装置16の画像処理部70に入力される。続いて、プロセッサ装置16は、制御部68と、画像処理部70と、記憶部72とを備えている。制御部68には、表示装置18および入力装置20が接続されている。プロセッサ装置16は、内視鏡装置14Aの切り替えスイッチ66や入力装置20から入力される指示に基づき、光源装置12Aの光源制御部22を制御するとともに、内視鏡装置14Aから入力される画像信号を画像処理し、表示用画像を生成して表示装置18に出力する。制御部68は、内視鏡装置14Aの切り替えスイッチ66や入力装置20からの指示、例えば、観察モード等の指示に基づいて、画像処理部70および光源装置12Aの光源制御部22の動作を制御する。画像処理部70は、制御部68の制御の下で、観察モードに基づき、通常光画像、自家蛍光画像の画像種別に応じて、内視鏡装置14Aから入力される画像信号に対して所定の画像処理を施す。画像処理部70は、通常光画像処理部70Aと、自家蛍光画像処理部70Bとを備えている。通常光画像処理部70Aは、通常光観察モードの場合に、A/D変換器64から供給される通常光画像の画像信号画像データに対して、通常光画像に適した所定の画像処理を施し、通常光画像信号通常光画像を出力生成する。自家蛍光画像処理部70Bは、自家蛍光観察モードの場合に、A/D変換器64から供給される自家蛍光画像の画像信号画像データに対して、自家蛍光画像に適した所定の画像処理を施し、自家蛍光画像信号自家蛍光画像を出力生成する。自家蛍光画像処理部70Bは、自家蛍光画像から、血液による光の吸収の影響を排除するために、通常光画像の画像信号に基づいて、自家蛍光画像の画像信号を補正する。本実施形態の画像処理部70は本発明の画像補正部を構成する。本発明の画像補正部は、励起光、および、被検者の被観察領域に含まれる自家蛍光物質から発せられる自家蛍光が血液により吸収され、血液の量に応じて低下する減衰割合の情報を有し、血液の量に対応する減衰割合の情報の中から、反射光画像の画像信号に対応する減衰割合を求め、求めた減衰割合を用いて自家蛍光画像の画像信号を補正するものである。画像処理部70で処理された画像信号は、制御部68に送られる。制御部68では、観察モードに従って、通常光画像信号、自家蛍光画像信号に基づき、通常光画像、もしくは、通常光画像および自家蛍光画像の合成画像が表示装置18に表示される。制御部68は、補正後の自家蛍光画像のG色の画像信号をGチャンネル、R色の画像信号をRチャンネルおよびBチャンネルに割り当てて、補正後の自家蛍光画像を表示装置18に疑似カラー表示させる。また、制御部68の制御により、通常光画像信号、自家蛍光画像信号は、必要に応じて、例えば、1枚1フレームの画像を単位として、メモリやストレージ装置からなる記憶部72に記憶される。以下、血液による光の吸収について説明する。図4は、自家蛍光物質の光の吸収強度特性を表す一例のグラフである。同図の縦軸は自家蛍光物質の光の吸収強度au:任意単位、横軸は波長nmである。このグラフには、腫瘍と相関のある自家蛍光物質であるFADおよびポルフィリンの吸収強度特性が示されている。また、同図には、本実施形態で用いられるレーザ光の中心波長405nm,445nmも示されている。FADは、約270~540nmの波長範囲の光を吸収する特性を有する。FADの光の吸収強度は、波長が約270nmから大きくなるに従って次第に大きくなり、波長約380nmで1つ目の極大を迎え、その後、波長が大きくなるに従って次第に小さくなり、波長約420nmで極小を迎える。そして、吸収強度は、波長が約420nmから大きくなるに従って再び次第に大きくなり、波長約460nmで2つ目の極大を迎え、その後、波長が大きくなるに従って次第に小さくなる。ポルフィリンは、約340~450nmの波長範囲の光を吸収する特性を有する。ポルフィリンの光の吸収強度は、波長約390nmで最大となり、それよりも波長が小さくなる、もしくは大きくなるに従って次第に小さくなる。このグラフから分かるように、自家蛍光観察用の励起光として、中心波長405nmのレーザ光を被検者に照射することによって、主に被観察領域のポルフィリンを励起させて自家蛍光を発生させることができる。続いて、図5は、自家蛍光物質の蛍光強度特性を表す一例のグラフである。同図の縦軸は自家蛍光物質の蛍光強度au、横軸は波長nmである。このグラフは、図4に示すグラフに対応するものであり、自家蛍光観察用の励起光として、中心波長405nmのレーザ光を被検者の被観察領域に照射した場合に、正常部および病変部の自家蛍光物質から発せられた自家蛍光の蛍光強度分布を示している。自家蛍光観察用の励起光として中心波長405nmのレーザ光を被検者に照射した場合、前述のように、主にポルフィリンが励起され、図5に示すように、励起光を照射した被観察領域から約480~740nmの波長範囲の自家蛍光が発せられる。病変部の蛍光強度は、波長が約480nmから大きくなるに従って次第に大きくなり、波長約560nmで1つ目の極大を迎え、その後、波長が大きくなるに従って次第に小さくなり、波長約610nmで極小を迎える。そして、蛍光強度は、波長が約610nmから大きくなるに従って再び次第に大きくなり、波長約630nmで2つ目の極大を迎え、その後、波長が大きくなるに従って次第に小さくなる。2つ目の極大付近が、主にポルフィリンから発せられる蛍光である。一方、正常部の蛍光強度は、波長が約480nmから大きくなるに従って次第に大きくなり、波長約550nmで極大を迎え、その後、波長が大きくなるに従って次第に小さくなる。極大付近が、主にFADから発せられる蛍光である。癌等の病変部においては、ポルフィリンが蓄積されることが知られており、図5のグラフに示すように、病変部では正常部よりもポルフィリンの蛍光強度が強くなる。従って、ポルフィリンの蛍光強度の違いを捉えることにより、正常部と病変部とを区別することが可能である参考文献:田村守、シリーズ光が拓く生命科学第6巻光による医学診断、日本光生物学協会編、共立出版、2001年3月18日。続いて、自家蛍光画像から、血液による光の吸収の影響を排除する補正方法について説明する。図6Aは、通常光画像のR色およびG色の画像信号比R2/G2と血液量との関係を表す第1変換テーブルのグラフである。このグラフの縦軸は血液量C、横軸は画像信号比R2/G2である。画像信号比R2/G2は、ヘモグロビンの光の吸収係数の特性から血液量Cと正の相関がある。このグラフから、画像信号比R2/G2が大きくなるに従って、被検者の被観察領域に含まれる血液量Cが多くなることが分かる。続いて、図6Bは、血液量Cと減衰割合Aとの関係を表す第2変換テーブルのグラフである。このグラフの縦軸は減衰割合A、横軸は血液量Cである。前述のように、励起光および自家蛍光の吸収量、つまり、減衰割合Aは、血液量Cと正の相関がある。このグラフから、被検者の被観察領域に含まれる血液量Cが多くなるに従って、減衰割合Aが大きくなることが分かる。なお、図6AおよびBに示すグラフ減衰割合の情報は、あらかじめ実験的に算出することができる。また、これら2つのグラフを合成して1つのグラフにしてもよい。また、これらのグラフに示す関係は、テーブルや算出関数等の形式で実現することができる。図6Aのグラフ画像信号比R2/G2に対応する減衰割合の情報から、画像信号比R2/G2に対応する血液量Cを求め、図6Bのグラフから、求めた血液量Cに対応する減衰割合Aを求める。そして、求めた減衰割合Aを用いて、下記式1により、自家蛍光画像のR色の画像信号R1を補正し、補正後の自家蛍光画像のR色の画像信号R1’を求める。R1’=R1/1-A...1これにより、自家蛍光画像のR色の画像信号R1、本実施形態の場合には、主としてポルフィリンから発せられる自家蛍光の成分を補正し、血液量Cの大小によらず、自家蛍光物質の量の大小に応じた自家蛍光画像を得ることができる。上記説明では、画像信号比R2/G2に基づいて、自家蛍光画像の画像信号を補正しているが、画像信号比R2/G2を用いることは必須ではない。例えば、画像信号比R2/G2の代わりに、画像信号比G2/B2またはR2/B2を使用するなど、血液量と相関のある、通常光画像の画像信号画像信号比を含むに基づいて、自家蛍光画像の画像信号を補正することができる。また、上記説明では、ポルフィリンから発せられる自家蛍光のピークの発光波長630nmに対応する自家蛍光画像のR色の画像信号R1だけを補正しているが、図5のグラフに示すように、ポルフィリンから発せられる自家蛍光にはG色の成分も含まれているため、G色の画像信号G1も補正することにより、補正精度を向上させることができる。なお、ポルフィリンから発せられる自家蛍光のB色の成分はほとんどないため、B色の画像信号B1を補正しなくても問題はない。また、上記説明では、自家蛍光画像のR色の画像信号R1を補正しているが、ポルフィリンではなく、例えば、FADの場合、図5のグラフに示すように、FADから発せられる自家蛍光の中心波長は550nmであるから、R色の画像信号R1よりもG色の画像信号G1の方を優先的に補正することが望ましい。このように、自家蛍光物質に応じて、画像信号を補正すべき色の成分を適宜決定する必要がある。次に、内視鏡診断装置10Aの作用を説明する。通常光観察モードの場合、光源制御部22の制御により、レーザ光源LD1が消灯され、レーザ光源LD2が点灯される。レーザ光源LD2から発せられた中心波長445nmのレーザ光は蛍光体54A,54Bに照射され、蛍光体54A,54Bから白色光が発せられる。蛍光体54A,54Bから発せられた白色光は被検者に照射され、その反射光が撮像素子58で受光されて、通常光画像が撮像される。通常光画像は、そのB,G,R色の画像信号に基づいてカラー表示される通常光画像処理。自家蛍光観察モードの場合、図7に示すように、例えば、2フレームを単位として、撮像が繰り返し行われる。2フレームのうち、1フレーム目では自家蛍光画像が撮像され、2フレーム目では通常光画像が撮像される。まず、1フレーム目では、光源制御部22の制御により、レーザ光源LD1が点灯され、レーザ光源LD2が消灯される。レーザ光源LD1から発せられた中心波長405nmのレーザ光が被検者に照射されることによって、被検者から発せられた自家蛍光が、励起光をカットしつつ撮像素子58に受光され、自家蛍光画像が撮像される。自家蛍光画像信号は、制御部68の制御により記憶部72に記憶される。続く、2フレーム目では、光源制御部22の制御により、レーザ光源LD2が点灯され、レーザ光源LD1が消灯され、通常光観察モードの場合と同じように、通常光画像が撮像される。通常光画像は、制御部68の制御により記憶部72に記憶される。続いて、自家蛍光画像処理部70Bにおいて、記憶部72に記憶された、自家蛍光画像信号、通常光画像の画像信号を用いて、図6Aに示すグラフから、画像信号比R2/G2に対応する血液量Cが求められ、図6Bに示すグラフから、求めた血液量Cに対応する減衰割合Aが求められる。そして、求めた減衰割合Aから、前述の式1により自家蛍光画像のR色の画像信号R1が補正される。これにより、自家蛍光画像のR色の画像信号R1から、血液による光の吸収の影響を排除することができる。そして、通常光画像と補正後の自家蛍光画像とが合成され、その合成画像が表示装置18に表示される。自家蛍光画像は、制御部68の制御により、補正後の自家蛍光画像のG色の画像信号をGチャンネル、R色の画像信号をRチャンネルおよびBチャンネルに割り当てることによって表示装置18に疑似カラー表示される自家蛍光画像処理。以上のように、内視鏡診断装置10Aでは、自家蛍光画像から、血液による光の吸収の影響を排除し、自家蛍光物質の量の大小と、血液による吸収の大小とを区別することができるため、自家蛍光観察モードにおける診断能力を向上させることができる。なお、自家蛍光観察モードの場合、2フレームを単位として、撮像を繰り返し行うことは必須ではない。また、自家蛍光画像を疑似カラー表示することは必須ではないし、自家蛍光画像を疑似カラー表示する場合に、どの色のチャンネルの画像信号をどの色のチャンネルに割り当てるのかは任意である。また、自家蛍光物質は、ポルフィリンおよびFADに限定されない。内視鏡診断装置10Aでは、画像信号比R2/G2に基づいて、自家蛍光画像の画像信号を補正しているが、励起光と自家蛍光とは波長帯域が本来異なり、ヘモグロビン吸収係数も、励起光の中心波長405nmと自家蛍光のピークの発光波長630nmとでは大きく異なる。つまり、血液による励起光の吸収と自家蛍光の吸収とを個別に扱うことにより、血液による光の吸収に係る自家蛍光の減衰の補正精度を向上させることができる。次に、血液による励起光および自家蛍光の減衰割合を個別に求め、求めた減衰割合に基づいて、自家蛍光画像を補正する実施形態について説明する。図8は、図1に示す内視鏡診断装置の内部構成を表す第2実施形態のブロック図である。同図に示す内視鏡診断装置10Bは、図2に示す内視鏡診断装置10Aと比べて、光源装置12Bおよび内視鏡装置14Bの構成の一部だけが異なるものであるから、これ以外の同じ構成要素には同じ符号を付してその詳細な説明を省略する。以下、両者の間で異なる部分を中心に説明を行う。光源装置12Bは、図2に示す内視鏡診断装置10Aの光源装置12Aにおいて、さらに、レーザ光源LD3を備えている。レーザ光源LD3からは、中心波長630nmである、所定の波長範囲の単色光狭帯域光が発せられる。レーザ光源LD3は、レーザ光源LD1によって励起される自家蛍光物質本実施形態では、ポルフィリンから発せられる自家蛍光のピークの発光波長と同じ波長域の単色光を照射する光源である。なお、光源装置12Bは、1つの単色光を発するものに限定されず、1以上の単色光を発するものであればよい。光源制御部22は、通常光観察モードの場合、レーザ光源LD1,LD3を消灯、レーザ光源LD2を点灯する。また、光源制御部22は、自家蛍光観察モードの場合、レーザ光源LD1,LD2,LD3を順番に点灯する。続いて、内視鏡装置14Bは、図2に示す内視鏡診断装置10Aの内視鏡装置14Aにおいて、撮像素子58の代わりに、ハーフミラー57および撮像素子58A,58Bを備え、A/D変換器64の代わりに、A/D変換器64A、64Bを備えている。ハーフミラー57は、観察窓44に取り付けられたレンズ56の奥に設けられている。そして、ハーフミラー57を透過する透過光の光路の先、および、ハーフミラー57で反射される反射光の光路の先に、それぞれ、撮像素子58A、58Bが取り付けられている。撮像素子58A通常センサは通常光観察用通常光画像および後述する単色光画像の撮像用、撮像素子58B高感度センサは自家蛍光観察用自家蛍光画像の撮像用である。自家蛍光の信号強度蛍光強度は微弱であるため、本実施形態では、自家蛍光観察用の撮像素子58Bとして、通常光観察用の撮像素子58Aよりも高感度のものが使用されている。撮像素子58A,58Bは、レンズ56からの光透過光、反射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ものであって、R画素、G画素、B画素の3色の画素を1組として、複数組の画素がマトリクス状に配列されている。撮像素子58Aの受光面光路上には、R画素、G画素、B画素に対応して、被観察領域からの可視光の約370~720nmの波長範囲の反射光を3分割して透過する分光透過特性を有する、R色、G色、B色のカラーフィルタが設けられている。また、撮像素子58Bの受光面光路上には、R画素、G画素に対応して、中心波長405nmの励起光を遮光しつつ、自家蛍光物質から発せられる、R色、G色の約500~700nmの波長範囲の自家蛍光を2分割して透過する分光透過特性を有する、R色、G色のカラーフィルタが設けられている。つまり、撮像素子58Bのカラーフィルタは、自家蛍光観察モードの場合に、中心波長405nmの励起光を遮光するために、例えば、波長410nm以下の光をカットする励起光カットフィルタの役割も果たす。光源装置12Bから光ファイバ46A,46Bおよび48A,48Bによって導光された光は、内視鏡先端部38から被検者の被観察領域に向けて照射される。そして、光が照射された被観察領域からの反射光、もしくは、被観察領域の自家蛍光物質から発せられる自家蛍光がレンズ56により撮像素子58A、58Bの受光面上に結像され、撮像素子58A、58Bにより光電変換されて撮像される。撮像素子58A、58Bからは、撮像された被検者の被観察領域の撮像信号アナログ信号が出力される。ここで、通常光観察モードの場合、レーザ光源LD2から発せられた通常光観察用の励起光が光ファイバ48A,48Bによって導光されて蛍光体54A,54Bに照射され、蛍光体54A,54Bから発せられる白色光が、照明窓42A,42Bから被検者の被観察領域に照射される。そして、白色光が照射された被検者の被観察領域からの反射光がレンズ56により集光され、カラーフィルタにより分光され、撮像素子58Aによって通常光画像が撮像される。一方、自家蛍光観察モードの場合、レーザ光源LD1から発せられた自家蛍光観察用の励起光が光ファイバ46A,46Bによって導光され、内視鏡先端部38から、被検者の被観察領域に向けて照射される。そして、励起光が照射された被検者の被観察領域の自家蛍光物質から発せられる自家蛍光がレンズ56により集光され、カラーフィルタにより励起光をカットしつつ分光され、撮像素子58Bによって自家蛍光画像が撮像される。自家蛍光観察モードにおいて、レーザ光源LD2から通常光観察用の励起光が発せられる場合の動作は、通常光観察モードの場合と同じである。また、自家蛍光観察モードにおいて、レーザ光源LD3から発せられた中心波長630nmの単色光は光ファイバ48A,48Bによって導光され、蛍光体54A,54Bに照射される。蛍光体54A,54Bは、中心波長630nmの単色光により励起されることはなく、中心波長630nmの単色光は、蛍光体54A,54Bを通過して、内視鏡先端部38から、被検者の被観察領域に向けて照射される。そして、単色光が照射された被検者の被観察領域からの反射光がレンズ56により集光され、カラーフィルタにより分光され、撮像素子58Aによって単色光画像が撮像される。以下の説明では、自家蛍光画像のR色、G色の画像信号を、それぞれ、R1,G1通常光画像のR色、G色、B色の画像信号を、それぞれ、R2,G2,B2、単色光画像のR色の画像信号を、R3とする。なお、中心波長630nmの単色光を光ファイバ46A,46Bにより導光することもできる。本実施形態では、後述するように、自家蛍光画像から、血液による光の吸収の影響を排除するために、通常光画像のG色の画像信号G2と、単色光画像のR色の画像信号R3との画像信号比R3/G2を使用する。そのため、画像信号G2と画像信号R3とが同じ撮像条件となるように、中心波長630nmの単色光を通常光画像と同じ光ファイバ48A,48Bにより導光することが望ましい。撮像素子58A,58Bから出力される画像通常光画像、自家蛍光画像の撮像信号アナログ信号は、それぞれ、スコープケーブル62A,62Bを通じてA/D変換器64A,64Bに入力される。A/D変換器64A,64Bは、それぞれ、撮像素子58A,58Bからの撮像信号アナログ信号を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32Bを介してプロセッサ装置16の画像処理部70に入力される。以下、自家蛍光画像から、血液による光の吸収の影響を排除する補正方法について説明する。図9Aは、通常光画像のG色およびB色の画像信号比G2/B2と血液量との関係を表す第3変換テーブルのグラフである。このグラフの縦軸は励起光に対応する血液量C1、横軸は画像信号比G2/B2である。また、同図Bは、血液量C1と励起光減衰割合A1との関係を表す第4変換テーブルのグラフである。このグラフの縦軸は励起光減衰割合A1、横軸は血液量C1である。図9は図6と同様のグラフであり、励起光の中心波長405nmに近い波長帯域の画像信号比G2/B2を使用することにより、血液による励起光の吸収の影響血液量C1を求め、血液による励起光の減衰割合A1を求めることができる。また、図9AおよびBを合成して1つのグラフにしてもよい。図10Aは、単色光画像のR色および通常光画像のG色との画像信号比R3/G2と血液量との関係を表す第5変換テーブルのグラフである。このグラフの縦軸は自家蛍光に対応する血液量C2、横軸は画像信号比R3/G2である。また、同図Bは、血液量C2と蛍光減衰割合A2との関係を表す第6変換テーブルのグラフである。このグラフの縦軸は蛍光減衰割合A2、横軸は血液量C2である。図10も図6と同様のグラフであり、自家蛍光のピークの発光波長630nmに近い波長帯域の画像信号比R3/G2を使用することにより、血液による自家蛍光の吸収の影響血液量C2を求め、血液による自家蛍光の減衰割合A2を求めることができる。また、図10AおよびBを合成して1つのグラフにしてもよい。図9のグラフから、画像信号比G2/B2に対応する血液量C1を求め、求めた血液量C1に対応する励起光減衰割合A1を求める。また、図10のグラフから、画像信号比R3/G2に対応する血液量C2を求め、求めた血液量C2に対応する蛍光減衰割合A2を求める。そして、求めた励起光減衰割合A1と蛍光減衰割合A2とを掛け合わせて全減衰割合A3を求め、求めた全減衰割合A3用いて、下記式2により、自家蛍光画像のR色の画像信号R1を補正し、補正後の自家蛍光画像のR色の画像信号R1’を求める。R1’=R1/1-A3...2これにより、血液による励起光の吸収の影響と自家蛍光の吸収の影響とを、各々独立して正確に求めることができるため、自家蛍光画像のR色の画像信号R1の補正精度をさらに向上させることができる。次に、内視鏡診断装置10Bの作用を説明する。通常光観察モードの場合、光源制御部22の制御により、レーザ光源LD1,LD3が消灯され、レーザ光源LD2が点灯される。レーザ光源LD2から発せられた中心波長445nmのレーザ光は蛍光体54A,54Bに照射され、蛍光体54A,54Bから白色光が発せられる。蛍光体54A,54Bから発せられた白色光は被検者に照射され、その反射光が撮像素子58Aで受光されて、通常光画像が撮像される。通常光画像は、そのB,G,R色の画像信号に基づいてカラー表示される通常光画像処理。自家蛍光観察モードの場合、図11に示すように、例えば、3フレームを単位として、撮像が繰り返し行われる。3フレームのうち、1フレーム目では自家蛍光画像、2フレーム目では通常光画像、3フレーム目では単色光画像がそれぞれ撮像される。まず、1フレーム目では、光源制御部22の制御により、レーザ光源LD1が点灯され、レーザ光源LD2,LD3が消灯される。レーザ光源LD1から発せられた中心波長405nmのレーザ光が被検者に照射されることによって、被検者から発せられた自家蛍光が、励起光をカットしつつ撮像素子58Bに受光され、自家蛍光画像が撮像される。自家蛍光画像は、制御部68の制御により記憶部72に記憶される。続く、2フレーム目では、光源制御部22の制御により、レーザ光源LD2が点灯、レーザ光源LD1,LD3が消灯され、通常光観察モードの場合と同じように、通常光画像が撮像される。通常光画像は、制御部68の制御により記憶部72に記憶される。3フレーム目では、光源制御部22の制御により、レーザ光源LD3が点灯され、レーザ光源LD1,LD2が消灯される。レーザ光源LD3から発せられた中心波長630nmのレーザ光が蛍光体54A,54Bを通過して被検者に照射され、その反射光が撮像素子58Aで受光されて、単色光画像が撮像される。単色光画像は、制御部68の制御により記憶部72に記憶される。続いて、自家蛍光画像処理部70Bにおいて、記憶部72に記憶された、自家蛍光画像信号、通常光画像、単色光画像の画像信号を用いて、図9に示すグラフから、画像信号比G2/B2に対応する血液量C1が求められ、求めた血液量C1に対応する励起光減衰割合A1が求められる。また、図10に示すグラフから、画像信号比R3/G2に対応する血液量C2が求められ、求めた血液量C2に対応する蛍光減衰割合A2が求められる。そして、求めた励起光減衰割合A1と蛍光減衰割合A2とが掛け合わされて全減衰割合A3が求められ、前述の式2により自家蛍光画像のR色の画像信号R1が補正される。これにより、自家蛍光画像のR色の画像信号R1から、血液による光の吸収の影響が排除される。これ以後の動作は、第1実施形態の場合と同じである。このように、励起光と自家蛍光とで別々に血液量を算出して、自家蛍光画像のR色の画像信号R1を補正することにより、第1実施形態の場合と比べて、さらに、補正精度を向上させることができ、自家蛍光観察モードにおける診断能力を向上させることができる。なお、第1実施形態の内視鏡診断装置10Aにおいて、自家蛍光観察モードの2フレーム目で撮像された通常光画像の画像信号から、分光推定技術を利用して、例えば、波長445nmに相当する第1分光画像の画像信号、および、波長630nmに相当する第2分光画像の画像信号を求め、これら第1および第2分光画像の画像信号を用いて、第2実施形態の内視鏡診断装置10Bの作用のように、自家蛍光画像のR色の画像信号R1を補正することもできる。ここで、第1分光画像は、通常光画像のB色のピークの波長445nmを中心波長とする分光画像通常光画像のB色の画像信号B2に相当であり、第2分光画像は、自家蛍光のR色のピークの発光波長630nmを中心波長とする分光画像単色光画像のR色の画像信号R3に相当である。第1実施形態の内視鏡診断装置10Aで用いられる分光推定方法は、何ら制限されず、従来公知の方法を含む、各種の分光推定方法を用いることができる。例えば、分光推定方法として、特開2003-93336号公報に開示された方法、すなわち、照明用光源の分光特性および被検者内の反射特性に基づいて求められた所定の係数マトリックスを用いて、通常光画像のR色、G色、B色のカラー画像信号から所定の波長に相当する分光画像信号を生成する方法を用いることができる。本発明は、基本的に以上のようなものである。以上、本発明について詳細に説明したが、本発明は上記実施形態に限定されず、本発明の主旨を逸脱しない範囲において、種々の改良や変更をしてもよいのはもちろんである。"