WO2015025595A1

WO2015025595A1 - 内視鏡システム及び作動方法

Info

Publication number: WO2015025595A1
Application number: PCT/JP2014/065754
Authority: WO
Inventors: 加來　俊彦
Original assignee: 富士フイルム株式会社
Priority date: 2013-08-21
Filing date: 2014-06-13
Publication date: 2015-02-26
Also published as: JP6099518B2; JP2015039503A

Abstract

拡大観察時に発生する生体機能情報のアーチファクトを低減する内視鏡システム及び作動方法を提供する。内視鏡システムは、内視鏡と、センサと、第１光源装置と、プローブと、第２光源装置とを備える。内視鏡は、検体に挿入される挿入部を有する。センサは、検体を撮像して画像信号を出力する。第１光源装置は、挿入部を通じて検体に第１照明光を照射する。プローブは、挿入部に設けられた鉗子チャネルに挿通される。第２光源装置は、プローブを通じ、少なくとも２つの波長帯域で第１照明光と等価なスペクトルを有する第２照明光を第１照明光に重ねて照射する。

Description

内視鏡システム及び作動方法

　本発明は、検体内の撮像により得られる画像信号から血中ヘモグロビンの酸素飽和度に関する生体機能情報を求める内視鏡システム及び作動方法に関する。

　医療分野においては、光源装置、内視鏡、及びプロセッサ装置を備える内視鏡システムを用いて診断することが一般的になっている。また、近年においては、生体機能情報の中でも血中ヘモグロビンの酸素飽和度を用いた病変部の診断が行われつつある。血中ヘモグロビンの酸素飽和度を取得する方法としては、波長帯域と、酸化ヘモグロビン及び還元ヘモグロビンの吸光係数と、が異なる第１信号光及び第２信号光を交互に粘膜内の血管に照射して、第１及び第２信号光の各反射光を内視鏡先端部のセンサで検出する方法が知られている（特許文献１）。

　センサで検出した第１信号光の反射光に対応する第１信号光画像信号と、第２信号光の反射光に対応する第２信号光画像信号の比率（以下、信号比という）は、血管内の酸素飽和度に変化がなければ一定値を維持するが、酸素飽和度の変化が生じれば、それにともなって変化する。したがって、第１信号光画像信号と第２信号光画像信号の信号比に基づいて酸素飽和度を算出することができる。

　また、検体の生体機能情報を算出したり表示したりする内視鏡システムとしては、酸素飽和度を算出及び表示するもの以外のものも知られている。例えば、赤外光や紫外光等の励起光を照射して検体の特定の組織を励起し、この特定の組織が発する自家蛍光光によって検体を撮像する内視鏡システムが知られている。この自家蛍光で検体を観察する内視鏡システムでは、通常の光源装置では発生させることができない励起光を照射するために、鉗子等の処置具を挿通するチャネルに、励起光を照射するための専用のプローブを挿通して用いるものが知られている（特許文献２～７）。

特開２０１２－１２５４０２号公報特開昭６３－１６０６３２号公報特開２００４－１９４８２１号公報特開２００５－３１９２１２号公報特開２０１１－００５００２号公報特開２０１２－０１０９６２号公報特開平０３－０８０２１２号公報

　内視鏡システムでは、通常の観察（例えば白色光による観察）をする場合に観察範囲の全範囲で検体を鮮明に観察できるように、照明の照射範囲や光量の分布等を予め厳密に調節してある。しかし、通常の観察が問題なく行えるように照明の照射範囲や光量の分布等が調節してあっても、検体の生体機能情報を算出及び表示すると、検体の性状によるものではない大きな誤差（以下、アーチファクトという）が発生してしまう場合がある。

　例えば、酸素飽和度を算出及び表示する場合、遠景を観察する非拡大観察から、内視鏡先端部を検体に極めて接近させた観察、またはズームレンズを作動して検体を拡大する観察（拡大観察）に切り替えると、非拡大観察時には発生していなかった低酸素領域や高酸素領域が発生するようになる。すなわち、拡大観察時には、非拡大観察時には起こりえなかった酸素飽和度のアーチファクトが発生する。これは、酸素飽和度が照明（第１及び第２信号光）の光量分布等に対して極めて敏感であることと、極めて小さな照明の光量分布等の誤差でも拡大観察時には拡大率に応じて酸素飽和度への寄与が大きくなってしまうことが主な原因である。

　拡大観察時に酸素飽和度等の生体機能情報にアーチファクトが発生しないようにするためには、さらに厳密に照明を均一にすれば良いが、当然ながら、文字通り完全に照明を均一化することは不可能である。また、所定の拡大率での拡大観察時に酸素飽和度のアーチファクトが発生しないようにしたとしても、拡大率を上げれば再び同じ問題が発生するので根本的な解決にはならない。

　本発明の内視鏡システム及び作動方法は、拡大観察時に発生する生体機能情報のアーチファクトを低減し、拡大観察時にも生体機能情報を正確に算出及び表示することを目的とする。

　本発明の内視鏡システムは、内視鏡と、センサと、第１光源装置と、プローブと、第２光源装置とを備える。内視鏡は、検体に挿入される挿入部を有する。センサは、検体を撮像して画像信号を出力する。第１光源装置は、挿入部を通じて検体に第１照明光を照射する。プローブは、挿入部に設けられたチャネルに挿通される。第２光源装置は、プローブを通じ、少なくとも２つの波長帯域で第１照明光と等価なスペクトルを有する第２照明光を第１照明光に重ねて照射する。

　また、第１照明光の反射光と第２照明光の反射光を同時に受光してセンサが出力する画像信号に基づいて検体の画像を生成する画像生成部を備えることが好ましい。なお、第１照明光の反射光と第２照明光の反射光を「同時に」受光するとは、センサが検体からの反射光を受光して光電変換をし、受光量に応じた電荷を蓄積する蓄積期間中に、第１照明光と第２照明光が照射され、第１照明光の反射光と第２照明光の反射光を、同じ蓄積期間中に受光することを言う。したがって、例えば、一つの蓄積期間中に、第１照明光と第２照明光を交互に照射したとしても、本明細書では、第１照明光と第２照明光は同時に照射され、センサはこれらの各反射光を同時に受光しているものとする。

　また、２つの波長帯域に対応する各画像信号に基づいて、検体の酸素飽和度を算出する酸素飽和度算出部を備えることが好ましい。この場合、画像生成部は、画像信号と酸素飽和度とに基づいて検体の酸素飽和度を表す酸素飽和度画像を生成する。

　２つの波長帯域は、例えば、青色の波長帯域と緑色の波長帯域である。この場合、第２照明光は、青色の波長帯域と緑色の波長帯域で第１照明光と等価なスペクトルを有することが好ましい。また、２つの波長帯域がいずれも緑色の波長帯域である場合、第２照明光は、これらの２つの緑色の波長帯域で第１照明光と等価なスペクトルを有することが好ましい。

　プローブは、先端を挿入部の先端に固定する固定部を有することが好ましい。

　第１光源装置は、第２照明光が照射される場合に、第１照明光を減光することが好ましい。

　プローブは、先端にセンサの周囲を囲むリング型の照明光射出部を備えることが好ましい。

　センサに結像される検体の像を拡大または縮小するズーミングレンズと、ズーミングレンズの操作状況を監視し、拡大観察をしているか否かを検出するズーム検出部と、を備え、第２光源装置は、ズーム検出部によって拡大観察をしていることが検出された場合に第２照明光を照射することが好ましい。

　センサが出力する画像信号に基づいてアーチファクトを検出するアーチファクト検出部を備え、第２光源装置は、アーチファクト検出部がアーチファクトを検出した場合に第２照明光を照射することが好ましい。

　本発明の内視鏡システムの作動方法は、検体に挿入される挿入部を有する内視鏡と、検体を撮像するセンサと、センサに結像される検体の像を拡大または縮小するズーミングレンズと、挿入部を通じて第１照明光を照射する第１光源装置と、挿入部に設けられたチャネルに挿通されるプローブと、このプローブを通じ、少なくとも２つの波長帯域で第１照明光と等価なスペクトルを有する第２照明光を第１照明光に重ねて照射する第２光源装置と、を備える内視鏡システムの作動方法であり、ズーム検出ステップと、第２照明光照射ステップと、画像生成ステップとを備える。ズーム検出ステップでは、ズーミングレンズの操作状況を監視し、拡大観察をしているか否かを検出する。第２照明光照射ステップでは、第２照明光照射ステップでは、ズーム検出ステップで拡大観察をしていることが検出された場合に第２照明光を照射する。画像生成ステップでは、第１照明光の反射光と第２照明光の反射光を同時に受光してセンサが出力する画像信号に基づいて検体の画像を生成する。

　また、本発明の別の内視鏡システムの作動方法は、検体に挿入される挿入部を有する内視鏡と、検体を撮像するセンサと、挿入部を通じて第１照明光を照射する第１光源装置と、挿入部に設けられたチャネルに挿通されるプローブと、プローブを通じ、少なくとも２つの波長帯域で第１照明光と等価なスペクトルを有する第２照明光を第１照明光に重ねて照射する第２光源装置と、を備える内視鏡システムの作動方法であり、アーチファクト検出ステップと、第２照明光照射ステップと、画像生成ステップと、を備える。アーチファクト検出ステップでは、センサが出力する画像信号に基づいてアーチファクトを検出する。第２照明光照射ステップでは、アーチファクト検出ステップでアーチファクトを検出された場合に第２照明光を照射する。画像生成ステップでは、第１照明光の反射光と第２照明光の反射光を同時に受光してセンサが出力する画像信号に基づいて検体の画像を生成する。

　本発明の内視鏡システム及び作動方法によれば、拡大観察時に発生する生体機能情報のアーチファクトを低減し、拡大観察時にも生体機能情報を正確に算出及び表示することができる。

内視鏡システムの外観図である。内視鏡システムのブロック図である。通常観察モード時に発光する第２白色光のスペクトルを示すグラフである。特殊観察モード時に発光する第１及び第２白色光のスペクトルを示すグラフである。ＲＧＢカラーフィルタの分光透過率を示すグラフである。通常観察モード時の撮像制御を示す説明図である。特殊観察モード時の撮像制御を示す説明図である。酸素飽和度画像生成部のブロック図である。信号比Ｂ１／Ｇ２，Ｒ２／Ｇ２と酸素飽和度の相関関係を示すグラフである。酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数を示すグラフである。酸素飽和度を算出する方法を示す説明図である。内視鏡システムの作用を示すフローチャートである。内視鏡システムの作用を示す説明図である。第２実施形態の内視鏡システムのブロック図である。第３実施形態の内視鏡システムのブロック図である。第４実施形態の内視鏡システムのブロック図である。ＬＥＤの発光帯域とＨＰＦの特性を示すグラフである。第４実施形態における通常観察モード時の撮像制御を示す説明図である。第４実施形態における特殊観察モード時の撮像制御を示す説明図である。変形例の内視鏡システムのブロック図である。バンドパスフィルタの特性を示すグラフである。変形例の特殊観察モード時の撮像制御を示す説明図である。第５実施形態の内視鏡システムのブロック図である。回転フィルタの平面図である。内視鏡先端部への固定部を有するプローブの断面図である。リング型の照明光出射部を有するプローブの斜視図である。

［第１実施形態］
　図１に示すように、内視鏡システム１０は、内視鏡１２と、第１光源装置１４と、プロセッサ装置１６と、モニタ１８と、コンソール２０と、を有する。さらに、内視鏡システム１０は、プローブ２５と、第２光源装置２６とを有する。内視鏡１２は、第１光源装置１４と光学的に接続されるとともに、プロセッサ装置１６と電気的に接続される。内視鏡１２は、検体内に挿入される挿入部２１と、挿入部２１の基端部分に設けられた操作部２２と、挿入部２１の先端側に設けられた湾曲部２３及び先端部２４を有している。操作部２２のアングルノブ２２ａを操作することにより、湾曲部２３は湾曲動作する。この湾曲動作にともなって、先端部２４が所望の方向に向けられる。

　また、操作部２２には、アングルノブ２２ａの他、モード切替ＳＷ（モード切替スイッチ）２２ｂと、ズーム操作部２２ｃが設けられている。モード切替ＳＷ２２ｂは、通常観察モードと、特殊観察モードの２種類のモード間の切り替え操作に用いられる。通常観察モードは、検体内をフルカラー画像化した通常光画像をモニタ１８に表示するモードである。特殊観察モードは、検体内の血中ヘモグロビンの酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像をモニタ１８に表示するモードである。ズーム操作部２２ｃは、内視鏡１２内のズーミングレンズ４７（図２参照）を駆動させて、検体を拡大させるズーム操作に用いられる。

　プロセッサ装置１６は、モニタ１８及びコンソール２０と電気的に接続される。モニタ１８は、通常光画像や酸素飽和度画像等の画像、及びこれらの画像に関する情報（以下、画像情報等という）を表示する。コンソール２０は、機能設定等の入力操作を受け付けるＵＩ（ユーザインタフェース）として機能する。なお、プロセッサ装置１６には、画像情報等を記録する記録部（図示省略）を接続しても良い。

　第１光源装置１４は、照明光を発生し、挿入部２１に内蔵されたライトガイド（ＬＧ）４１（図２参照）を通じて、先端部２４から検体に照明光を照射する。すなわち、第１光源装置１４及びライトガイド４１等からなる照明系は、内視鏡１２自体を通じて検体に照明光を照射する主照明系である。以下では、第１光源装置１４等からなる主照明系が照射する照明光を第１照明光という。

　プローブ２５は、挿入部２１に設けられた鉗子チャネル２７に挿通して用いられる補助照明具である。プローブ２５は、操作部２２に設けられた鉗子入口２７ａから鉗子チャネル２７に挿通され、少なくともプローブ２５の先端２５ａは、先端部２４の鉗子出口２７ｂから露呈される。

　第２光源装置２６は、プローブ２５を通じて、拡大観察時の第１照明光の不均一さを補うための照明光を検体に補助的に照射する。すなわち、第２光源装置２６とプローブ２５からなる第２の照明系は、補助照明系である。第２光源装置２６が照射する照明光は、少なくとも青色の波長帯域または緑色の波長帯域で第１照明光と等価なスペクトルを有する。本実施形態では、第２光源装置２６は、青色，緑色，赤色の全波長帯域で第１照明光と等価なスペクトルを有する。すなわち、第２光源装置２６がプローブ２５を通じて照射する照明光は、光量の違いはあるが、実質的に第１照明光と同じ光である。以下、第２光源装置２６が照射する照明光を第２照明光という。

　なお、第２光源装置２６は、第１光源装置１４とケーブル２８で電気的に接続されており、第２光源装置２６は、第１光源装置１４の第１照明光の照射タイミングと同期して第２照明光を照射する。

　図２に示すように、第１光源装置１４は、中心波長４７３ｎｍの第１青色レーザ光を発する第１青色レーザ光源（４７３ＬＤ（レーザダイオード））３４と、中心波長４４５ｎｍの第２青色レーザ光を発する第２青色レーザ光源（４４５ＬＤ）３６とを発光源として備えている。これらの半導体発光素子からなる各光源３４，３６の発光は、第１光源制御部４０により個別に制御される。このため、第１青色レーザ光源３４の出射光と、第２青色レーザ光源３６の出射光の光量比は変更自在になっている。

　第１光源制御部４０は、通常観察モードの場合には、第２青色レーザ光源３６を点灯させ、第２青色レーザ光を発光させる。これに対して、特殊観察モードの場合には、１フレーム間隔で、第１青色レーザ光源３４と第２青色レーザ光源３６を交互に点灯させ、第１青色レーザ光と第２青色レーザ光を交互に発光させる。なお、第１，第２青色レーザ光の半値幅は±１０ｎｍ程度にすることが好ましい。また、第１青色レーザ光源３４と第２青色レーザ光源３６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を用いることもできる。また、上記光源として、発光ダイオード等の発光体を用いた構成としても良い。

　各光源３４，３６から出射される第１，第２青色レーザ光は、集光レンズ、光ファイバ、合波器等の光学部材（いずれも図示せず）を介してライトガイド（ＬＧ）４１に入射する。ライトガイド４１は、第１光源装置１４と内視鏡１２を接続するユニバーサルコードに内蔵されている。ライトガイド４１は、各光源３４，３６からの第１，第２青色レーザ光を、内視鏡１２の先端部２４まで伝搬する。なお、ライトガイド４１としては、マルチモードファイバを使用することができる。一例として、コア径１０５μｍ、クラッド径１２５μｍ、外皮となる保護層を含めた径がφ０．３～０．５ｍｍの細径なファイバケーブルを使用することができる。

　内視鏡１２の先端部２４は、照明光学系２４ａと撮像光学系２４ｂを有している。照明光学系２４ａには、蛍光体４４と、照明レンズ４５が設けられている。蛍光体４４には、ライトガイド４１から第１，第２青色レーザ光が入射する。蛍光体４４は、第１または第２青色レーザ光が照射されることで蛍光を発する。また、一部の第１または第２青色レーザ光は、そのまま蛍光体４４を透過する。蛍光体４４を出射した光は、照明レンズ４５を介して検体内に照射される。

　通常観察モードにおいては、第２青色レーザ光が蛍光体４４に入射するため、図３に示すスペクトルの白色光（第２白色光）が検体内に照射される。この第２白色光は、第２青色レーザ光と、この第２青色レーザ光により蛍光体４４から励起発光する緑色～赤色の第２蛍光とから構成される。したがって、第２白色光は、波長範囲が可視光全域に及んでいる。

　一方、特殊観察モードにおいては、第１青色レーザ光と第２青色レーザ光が蛍光体４４に交互に入射することにより、図４に示すスペクトルの第１白色光と第２白色光が交互に検体内に照射される。第１白色光は、第１青色レーザ光と、この第１青色レーザ光により蛍光体４４から励起発光する緑色～赤色の第１蛍光とから構成される。したがって、第１白色光は、波長範囲が可視光全域に及んでいる。第２白色光は、通常観察モード時に照射される第２白色光と同様である。なお、第１照明光は、第１光源装置１４等からなる主照明系が照射する第１白色光及び第２白色光の総称である。

　第１蛍光と第２蛍光は、波形（スペクトルの形状）がほぼ同じであり、第１蛍光の強度（Ｉ１（λ））と第２蛍光の強度（Ｉ２（λ））の比（以下、フレーム間強度比という）は、何れの波長λにおいても同じである。例えば、Ｉ２（λ１）／Ｉ１（λ１）＝Ｉ２（λ２）／Ｉ１（λ２）である。このフレーム間強度比Ｉ２（λ）／Ｉ１（λ）は、酸素飽和度の算出精度に影響を与えるものであるため、第１光源制御部４０により、予め設定された基準フレーム間強度比を維持するように高精度に制御されている。

　なお、蛍光体４４は、第１及び第２青色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類の蛍光体（例えばＹＡＧ系蛍光体、あるいはＢＡＭ（ＢａＭｇＡｌ_１０Ｏ_１７）等の蛍光体）を含んで構成されるものを使用することが好ましい。また、本実施形態のように、半導体発光素子を蛍光体４４の励起光源として用いれば、高い発光効率で高強度の第１白色光及び第２白色光が得られる。また、各白色光の強度を容易に調整できる上に、色温度、色度の変化を小さく抑えることができる。

　第２光源装置２６とプローブ２５で構成される補助照明系は、第１光源装置１４，ライトガイド４１，蛍光体４４，照明レンズ４５とで構成される上記主照明系と同様に構成される。すなわち、第２光源装置２６には、第１光源装置１４の各光源３４，３６や第１光源制御部４０に対応する光源１３４，１３６及び第２光源制御部１４０を備える。また、プローブ２５には、内視鏡１２のライトガイド４１，蛍光体４４，照明レンズ４５に対応するライトガイド１４１，蛍光体１４４，照明レンズ１４５を備える。

　第２光源装置２６の第１青色レーザ光源１３４及び第２青色レーザ光源１３６は、第１光源装置１４の第１青色レーザ光源３４及び第２青色レーザ光源３６とそれぞれ同じものである。これらの青色レーザ光源１３４，１３６の発光は、第２光源制御部１４０により個別に制御され、第１青色レーザ光源１３４の出射光と、第２青色レーザ光源１３６の出射光の光量比は変更自在である。

　第２光源制御部１４０は、第１光源制御部４０から入力される発光タイミング信号に基づいて、各光源１３４，１３６の発光タイミングを制御する。具体的には、第１光源制御部４０は、通常観察モード時には発光タイミング信号を第２光源制御部１４０に入力せず、特殊観察モード時に発光タイミング信号を第２光源制御部１４０に入力する。このため、第２光源制御部１４０は、通常観察モードの場合には、第２青色レーザ光源１３６を消灯し、第２青色レーザ光を照射しないようにする。一方、特殊観察モードの場合には、１フレーム間隔で、第１青色レーザ光源１３４と第２青色レーザ光源１３６を交互に点灯させ、第１青色レーザ光と第２青色レーザ光が交互に発光させる。すなわち、第２光源制御部１４０は、各光源１３４，１３６の発光タイミングは、第１光源制御部４０の各光源３４，３６の発光タイミングと同期される。

　第２光源装置２６の各光源１３４，１３６から出射される第１，第２青色レーザ光は、集光レンズ、光ファイバ、合波器等の光学部材（いずれも図示せず）を介してプローブ２５に内蔵されたライトガイド（ＬＧ）１４１に入射する。ライトガイド１４１は、各光源１３４，１３６からの第１，第２青色レーザ光を、プローブ２５の先端２５ａまで伝搬する。

　また、プローブ２５が有する蛍光体１４４は、内視鏡１２の先端部２４にある蛍光体４４と同じものである。このため、第２光源装置２６が第１，第２青色レーザ光をライトガイド１４１に入射させれば、プローブ２５の先端２５ａからは、主照明系の第１白色光あるいは第２白色光のスペクトルに対して、青色，緑色，赤色の全波長帯域で等価なスペクトルを有する第１白色光あるいは第２白色光が検体に照射される。なお、第２照明光は、第２光源装置２６とプローブ２５とからなる補助照明系が照射するこれらの第１白色光及び第２白色光の総称である。

　なお、補助照明系の照明レンズ１４５は、プローブ２５の先端２５ａから照射する第２照明光が、主照明系が照射する第１照明光の照射範囲に重なるように設計されている。

　内視鏡１２の撮像光学系２４ｂは、撮像レンズ４６、ズーミングレンズ４７、センサ４８を有している（図２参照）。検体からの反射光は、撮像レンズ４６及びズーミングレンズ４７を介してセンサ４８に入射する。これにより、センサ４８に検体の反射像が結像される。ズーミングレンズ４７は、ズーム操作部２２ｃを操作することでテレ端とワイド端との間を移動する。ズーミングレンズ４７がワイド端側に移動すると検体の反射像が拡大する。一方、ズーミングレンズ４７がテレ端側に移動することで、検体の反射像が縮小する。なお、拡大観察をしない場合（非拡大観察時）には、ズーミングレンズ４７はワイド端に配置されている。そして、ズーム操作部２２ｃを操作して拡大観察を行う場合に、ズーミングレンズ４７はワイド端からテレ端側に移動される。

　センサ４８は、カラーの撮像素子であり、検体の反射像を撮像して画像信号を出力する。センサ４８は、例えばＣＣＤ（Charge Coupled Device）イメージセンサやＣＭＯＳ（Complementary Metal-Oxide Semiconductor）イメージセンサである。また、センサ４８は、撮像面にＲＧＢカラーフィルタが設けられたＲＧＢ画素を有しており、ＲＧＢの各色の画素で光電変換をすることによってＲ，Ｇ，Ｂの三色の画像信号を出力する。

　図５に示すように、Ｂカラーフィルタは３８０～５６０ｎｍの分光透過率を有しており、Ｇカラーフィルタは４５０～６３０ｎｍの分光透過率を有しており、Ｒカラーフィルタ５８０～７６０ｎｍの分光透過率を有している。したがって、通常観察モード時に主照明系から第２白色光が検体内に照射された場合には、Ｂ画素には第２青色レーザ光と第２蛍光の緑色成分の一部が入射し、Ｇ画素には第２蛍光の緑色成分の一部が入射し、Ｒ画素には第２蛍光の赤色成分が入射する。但し、第２青色レーザ光は第２蛍光よりも発光強度が極めて大きいのでＢ画素から出力するＢ画像信号の大部分は第２青色レーザ光の反射光成分で占められている。

　一方、特殊観察モード時に主照明系及び補助照明系から第１白色光が検体内に照射された場合には、Ｂ画素には各第１白色光に含まれる第１青色レーザ光と第１蛍光の緑色成分の一部が入射する。また、Ｇ画素には第１蛍光の緑色成分の一部が入射し、Ｒ画素には第１蛍光の赤色成分が入射する。但し、第１青色レーザ光は第１蛍光よりも発光強度が極めて大きいので、Ｂ画像信号の大部分は第１青色レーザ光の反射光成分で占められている。なお、特殊観察モード時に第２白色光が検体内に照射されたときのＲＧＢ各画素での光入射成分は、通常観察モードの場合と同様である。

　なお、センサ４８としては、撮像面にＣ（シアン），Ｍ（マゼンタ），Ｙ（イエロー）及びＧ（グリーン）の補色フィルタを備えた、いわゆる補色イメージセンサを用いても良い。センサ４８として補色イメージセンサを用いる場合は、ＣＭＹＧの四色の画像信号からＲＧＢの三色の画像信号に色変換する色変換部を、内視鏡１２、第１光源装置１４またはプロセッサ装置１６のいずれかに設けておけば良い。こうすれば補色イメージセンサを用いる場合でも、ＣＭＹＧの４色の画像信号から色変換によってＲＧＢ３色の画像信号を得ることができる。

　撮像制御部４９はセンサ４８の撮像制御を行う。図６に示すように、センサ４８の１フレームの期間は、検体からの反射光を光電変換して電荷を蓄積する蓄積期間と、その後に蓄積した電荷を読み出して画像信号を出力する読出期間とからなる。通常観察モード時には、１フレームの期間毎に、主照明系により第２白色光で照明された検体内をセンサ４８で撮像する。これにより、１フレーム毎にセンサ４８からＲＧＢの各画像信号が出力される。

　撮像制御部４９は、特殊観察モード時も、通常観察モード時と同様にしてセンサ４８に蓄積期間と読出期間を行わせる。但し、特殊観察モード下ではセンサ４８の撮像のフレームに同期して主照明系及び補助照明系からそれぞれ第１白色光と第２白色光が交互に検体内に照射されるので、図７に示すように、センサ４８は、１フレーム目には第１白色光で検体内を撮像し、次の２フレーム目では第２白色光で検体内を撮像する。センサ４８は、１フレーム目，２フレーム目ともＲＧＢの各色の画像信号を出力するが、依拠する白色光のスペクトルが異なるので、以下では区別のために、１フレーム目に第１白色光で撮像して得られるＲＧＢ各色の画像信号をそれぞれＲ１画像信号，Ｇ１画像信号，Ｂ１画像信号といい、２フレーム目に第２白色光で撮像して得られるＲＧＢ各色の画像信号をＲ２画像信号，Ｇ２画像信号，Ｂ２画像信号という。

　センサ４８から出力される各色の画像信号は、ＣＤＳ（correlated double sampling）／ＡＧＣ（automatic gain control）回路５０に送信される（図２参照）。ＣＤＳ／ＡＧＣ回路５０は、センサ４８から出力されるアナログの画像信号に相関二重サンプリング（ＣＤＳ）や自動利得制御（ＡＧＣ）を行う。ＣＤＳ／ＡＧＣ回路５０を経た画像信号は、Ａ／Ｄ変換器５２によってデジタル画像信号に変換される。こうしてデジタル化された画像信号はプロセッサ装置１６に入力される。

　プロセッサ装置１６は、受信部５４と、画像処理切替部６０と、通常観察画像処理部６２と、特殊観察用画像処理部６４と、画像表示信号生成部６６とを備えている。受信部５４は、内視鏡１２から入力される画像信号を受信する。受信部５４はＤＳＰ（Digital Signal Processor）５６とノイズ除去部５８を備えており、ＤＳＰ５６は、受信した画像信号に対して色補正処理等のデジタル信号処理を行う。ノイズ除去部５８は、ＤＳＰ５６で色補正処理等が施された画像信号に対して、例えば移動平均法やメディアンフィルタ法等によるノイズ除去処理を施す。ノイズが除去された画像信号は、画像処理切替部６０に入力される。

　画像処理切替部６０は、モード切替ＳＷ２２ｂが通常観察モードにセットされている場合には、画像信号を通常観察画像処理部６２に入力する。一方、モード切替ＳＷ２２ｂが特殊観察モードに設定されている場合、画像処理切替部６０は、画像信号を特殊観察用画像処理部６４に入力する。

　通常観察画像処理部６２は、色変換部６８と、色彩強調部７０と、構造強調部７２とを有する。色変換部６８は、入力された１フレーム分のＲＧＢの各画像信号を、それぞれＲ画素、Ｇ画素、Ｂ画素に割り当てたＲＧＢ画像データを生成する。そして、ＲＧＢ画像データに対して、さらに３×３のマトリックス処理、階調変換処理、３次元ＬＵＴ処理等の色変換処理を施す。

　色彩強調部７０は、色変換処理済みのＲＧＢ画像データに対して、各種色彩強調処理を施す。構造強調部７２は、色彩強調処理済みのＲＧＢ画像データに対して、空間周波数強調等の構造強調処理を施す。構造強調部７２で構造強調処理が施されたＲＧＢ画像データは、通常観察画像として画像表示信号生成部６６に入力される。

　特殊観察用画像処理部６４は、酸素飽和度画像生成部７６と、構造強調部７８とを有する。酸素飽和度画像生成部７６は、酸素飽和度を算出するとともに、算出した酸素飽和度を表す酸素飽和度画像を生成する。

　構造強調部７８は、酸素飽和度画像生成部７６から入力される酸素飽和度画像に対して、空間周波数強調処理等の構造強調処理を施す。構造強調部７２で構造強調処理が施された酸素飽和度画像は、画像表示信号生成部６６に入力される。

　画像表示信号生成部６６は、通常観察画像または酸素飽和度画像を表示用形式の信号（表示用画像信号）に変換し、モニタ１８に入力する。これにより、モニタ１８には通常観察画像または酸素飽和度画像が表示される。

　図８に示すように、酸素飽和度画像生成部７６は、信号比算出部８１と、相関関係記憶部８２と、酸素飽和度算出部８３と、画像生成部８４と、を備えている。

　信号比算出部８１には、酸素飽和度画像生成部７６に入力される２フレーム分の画像信号のうち、Ｂ１画像信号、Ｇ２画像信号、Ｒ２画像信号が入力される。信号比算出部８１は、Ｂ１画像信号とＧ２画像信号の信号比Ｂ１／Ｇ２と、Ｇ２画像信号とＲ２画像信号の信号比Ｒ２／Ｇ２とを、画素毎に算出する。

　相関関係記憶部８２は、信号比Ｂ１／Ｇ２及び信号比Ｒ２／Ｇ２と、酸素飽和度の相関関係を記憶している。この相関関係は、図９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。信号比Ｂ１／Ｇ２及び信号比Ｒ２／Ｇ２に対する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によって予め得られ、各等高線の間隔は、血液量（信号比Ｒ２／Ｇ２）に応じて変化する。なお、信号比Ｂ１／Ｇ２及び信号比Ｒ２／Ｇ２と、酸素飽和度との相関関係はｌｏｇスケールで記憶されている。

　なお、上記相関関係は、図１０に示すように、酸化ヘモグロビン（グラフ９０）や還元ヘモグロビン（グラフ９１）の吸光特性や光散乱特性と密接に関連し合っている。例えば、第１青色レーザ光の中心波長４７３ｎｍのように、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの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扱いやすい。しかしながら、４７３ｎｍの光に対応する信号を含むＢ１画像信号は、酸素飽和度だけでなく、血液量にも依存度が高い。そこで、Ｂ１画像信号に加え、主として血液量に依存して変化する光に対応するＲ２画像信号と、Ｂ１画像信号とＲ２画像信号のリファレンス信号となるＧ２画像信号から得られる信号比Ｂ１／Ｇ２及びＲ２／Ｇ２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。

　酸素飽和度算出部８３は、相関関係記憶部８２に記憶された相関関係を参照し、信号比算出部８１で算出された信号比Ｂ１／Ｇ２及び信号比Ｒ２／Ｇ２に対応する酸素飽和度を画素毎に算出する。例えば、所定画素における信号比Ｂ１／Ｇ２及び信号比Ｒ２／Ｇ２がそれぞれＢ１^＊／Ｇ２^＊及びＲ２^＊／Ｇ２^＊である場合、図１１に示すように、相関関係を参照すると、信号比Ｂ１^＊／Ｇ２^＊及び信号比Ｒ２^＊／Ｇ２^＊に対応する酸素飽和度は「６０％」である。したがって、酸素飽和度算出部８３は、この画素の酸素飽和度を「６０％」と算出する。

　本実施形態では、主光学系から発せられた第１照明光（第１及び第２白色光）に重なるように、補助光学系から第２照明光（第１及び第２白色光）を照射しているため、検体上の第１及び第２白色光は、青色の波長帯域、緑色の波長帯域、赤色の波長帯域のいずれにおいても強度分布の均一性は維持されている。これにより、第１白色光の青色帯域に基づくＢ１及び第２白色光の緑色帯域に基づくＧ２画像信号から得られる信号比Ｂ１／Ｇ２は、酸素飽和度以外の照明ムラなどの要因によって変動することがなくなる。同様にして、第２白色光の緑色帯域に基づくＧ２画像信号及び第２白色光の赤色帯域に基づくＲ２画像信号から得られる信号比Ｒ２／Ｇ２についても、酸素飽和度以外の照明ムラなどの要因によって変動することがなくなる。これにより、拡大観察をしたとしても、酸素飽和度のアーチファクトが発生することはない。

　なお、信号比Ｂ１／Ｇ２及び信号比Ｒ２／Ｇ２が極めて大きくなったり、極めて小さくなったりすることはほとんどない。すなわち、信号比Ｂ１／Ｇ２や信号比Ｒ２／Ｇ２の値が、酸素飽和度０％の下限ライン９３を上回ったり、反対に酸素飽和度１００％の上限ライン９４を下回ったりすることはほとんどない。但し、算出する酸素飽和度が下限ライン９３を下回ってしまった場合には酸素飽和度算出部８３は酸素飽和度を０％とし、上限ライン９４を上回ってしまった場合には酸素飽和度を１００％とする。なお、信号比Ｂ１／Ｇ２及び信号比Ｒ２／Ｇ２に対応する点が下限ライン９３と上限ライン９４の間から外れた場合には、その画素における酸素飽和度の信頼度が低いことが分かるように表示をしたり、酸素飽和度を算出しないようにしても良い。

　画像生成部８４は、酸素飽和度算出部８６で算出された酸素飽和度と、Ｂ２画像信号、Ｇ２画像信号、Ｒ２画像信号を用いて、酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像を生成する。具体的には、画像生成部８４は、入力される元のＢ２画像信号，Ｇ２画像信号，Ｒ２画像信号に対して、酸素飽和度に応じたゲインを画素毎に施し、ゲインを施したＢ２画像信号，Ｇ２画像信号，Ｒ２画像信号を用いてＲＧＢ画像データを生成する。例えば、画像生成部８４は、酸素飽和度が６０％以上の画素ではＢ２画像信号，Ｇ２画像信号，Ｒ２画像信号のいずれにも同じゲイン「１」を乗じる。これに対して、酸素飽和度が６０％未満の画素では、Ｂ２画像信号に対して「１」未満のゲインを乗じ、Ｇ２画像信号及びＲ２画像信号に対しては「１」以上のゲインを乗じる。このゲイン処理後のＢ１画像信号，Ｇ２画像信号，Ｒ２画像信号を用いて生成されたＲＧＢ画像データが酸素飽和度画像である。

　画像生成部８４が生成した酸素飽和度画像では、高酸素の領域（酸素飽和度が６０～１００％の領域）では、通常観察画像と同様の色で表される。一方、酸素飽和度が所定値を下回る低酸素の領域（酸素飽和度が０～６０％の領域）は、通常観察画像とは異なる色（疑似カラー）で表される。

　なお、本実施形態では、画像生成部８４は、低酸素の領域のみ疑似カラー化するゲインを乗じているが、高酸素領域でも酸素飽和度に応じたゲインを施し、酸素飽和度画像の全体を疑似カラー化しても良い。また、低酸素領域と高酸素領域を酸素飽和度６０％で分けているがこの境界も任意である。

　次に、本実施形態の内視鏡システム１０による観察の流れを図１２のフローチャートに沿って説明する。まず、プローブ２５を鉗子チャネル２７に挿通した内視鏡１２を検体に挿入し、通常観察モードにおいて、最も遠景の状態からスクリーニングを行う（Ｓ１０）。通常観察モードでは、通常観察画像がモニタ１８に表示される。このスクリーニング時に、ブラウニッシュエリアや発赤等の病変の可能性がある部位（以下、病変可能性部位という）を発見した場合（Ｓ１１）には、モード切替ＳＷ２２ｂを操作して、特殊観察モードに切り替える（Ｓ１２）。そして、この特殊観察モードにおいて、病変可能性部位が低酸素状態になっているか否かの診断を行う。

　特殊観察モードでは、第１光源制御部４０から第２光源制御部１４０に発光タイミング信号が入力されるので、補助照明系が点灯する（Ｓ１３）。このため、特殊観察モードでは、主照明系及び補助照明系から第１及び第２白色光がセンサ４８の撮像フレームに同期して交互に検体内に重ねて照射される。第１白色光が照射されたフレームではセンサ４８はＲ１画像信号，Ｇ１画像信号，Ｂ１画像信号を出力し、第２白色光が照射されたフレームではＲ２画像信号，Ｇ２画像信号，Ｂ２画像信号を出力する。これら２フレーム分の画像信号に基づいて、画素毎に酸素飽和度が算出され、酸素飽和度画像が生成される（Ｓ１４）。

　そして、モニタ１８に表示された酸素飽和度画像に基づいて、ドクターは病変可能性部位が低酸素状態になっているかどうかを確認する。こうした酸素飽和度の表示は、通常観察モードに切り替えられるまで継続して行わる（Ｓ１５）。また、診断を終了する場合には、内視鏡１２の挿入部２１を検体内から抜き出す（Ｓ１６）。

　このように、内視鏡システム１０では、特殊観察モード時に、内視鏡１２から照射する第１照明光に重ねて、鉗子チャネル２７に挿通したプローブ２５から第２照明光を照射する。

　図１３に示すように、例えば、特殊観察モードの非拡大観察時にモニタ１８に表示される遠景の酸素飽和度画像１５１に、疑似カラーで表示された低酸素領域１５２が観察され、ドクターがズーム操作部２２ｂを操作してこの低酸素領域１５２を拡大観察したとする。このとき、従来の内視鏡システムのように、第１照明光だけで検体を照明し、第２照明光が照射されていないと、酸素飽和度画像１５３のように第１照明光の極僅かな不均一さによって、酸素飽和度の算出誤差が生じ、酸素飽和度画像１５３には拡大観察時に特有のアーチファクト１５４が発生する。このため、第２照明光を照射せずに拡大観察した場合の酸素飽和度画像１５３では、低酸素領域１５２の仔細な性状が観察し難い。

　一方、本発明の内視鏡システム１０によれば、第１照明光に加えて、プローブ２５から第２照明光を照射して、検体に照射する照明光（特に照明光の光量分布）の均一性を向上させているので、酸素飽和度の算出誤差は低減され、第２照明光を照射した場合に得られる酸素飽和度画像１５５にはアーチファクト１５４は発生しない。このため、第１照明光に加え、第２照明光を照射して得た酸素飽和度画像１５５によれば、低酸素領域１５２の仔細な性状を正確に観察することができる。ズーム操作によらず、内視鏡１２の先端部２４を検体に近づけて拡大観察をする場合も同様である。

　上述したように、酸素飽和度の算出には信号比Ｂ１／Ｇ２と信号比Ｒ２／Ｇ２が用いられる。これら信号比のうち、酸素飽和度によって、信号値が大きく変動するのは信号比Ｂ１／Ｇ２のほうである。したがって、拡大観察時のように、Ｂ１画像信号に対応する青色の波長帯域の光の均一性、及びＧ２画像信号に対応する緑色の波長帯域の光の均一性が維持されていない場合には、酸素飽和度の算出精度は大きく低下して、アーチファクトが発生する。そこで、第１照明光に対して第２照明光を重ねて照射することにより、青色の波長帯域において光の均一性を向上させるとともに、緑色の波長帯において光の均一性を向上させて、酸素飽和度のアーチファクトを無くしている。

　したがって、第１実施形態の内視鏡システム１０では、第２照明光のスペクトルが、青色，緑色，赤色の全波長帯域で第１照明光と等価なスペクトルを有しているが、第２照明光は、少なくとも青色または緑色の波長帯域で第１照明光と等価なスペクトルを有していれば良い。

　なお、酸素飽和度の算出には、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数の差がある異吸収波長の光に基づく信号が必要である。この第１実施形態で、異吸収波長の光に基づく信号は、Ｂ１画像信号に対応している。したがって、青色の波長帯域で少なくとも第１、第２照明光のスペクトルが等価であることが好ましい。

　もちろん、緑色の波長帯域でだけ第１，第２照明光が等価なスペクトルを有する場合でも、第２照明光を照射しない場合に比べればアーチファクト１５４を低減される。また、第２照明光は、青色と緑色の両波長帯域で第１照明光と等価なスペクトルを有することがより好ましく、血液量も考慮すれば、さらに赤色の波長帯域においても第２照明光が第１照明光と等価なスペクトルを有することが好ましい。

　なお、第１実施形態の内視鏡システム１０では、特殊観察モード時に第１照明光に重ねて補助照明系から第２照明光を照射しているが、通常観察モード時に第２照明光を照射しても良い。この場合、酸素飽和度画像に比べれば目立ちにくいが照明光の不均一さによって生じる通常観察画像の不具合（例えばシェーディング等）が改善される。

　なお、第１実施形態の内視鏡システム１０では、酸素飽和度を算出し、酸素飽和度画像を生成及び表示しているが、その他の生体機能情報を表示する内視鏡システムにも本発明は有用である。例えば、青色（あるいは紫外）の狭帯域光を検体に照射し、表層血管を疑似カラーで強調表示する、いわゆる狭帯域観察をする内視鏡システムに本発明を適用することができる。後述する他の実施形態も同様である。

　このように酸素飽和度以外の生体機能情報を算出及び表示する場合には、その生体機能情報の算出に用いる少なくとも２つの異なる波長帯域で、第１照明光と第２照明光が等価なスペクトルを有していれば良い。

　なお、第１実施形態の内視鏡システム１０では、特殊観察モード時に、第１照明光に加えて、さらに第２照明光を照射しているが、第２照明光の照射時には、第１光源制御部４０は、第１照明光を減光し、第１及び第２照明光の合計の光量を、第１照明光だけを照射する場合の第１照明光の光量と同じ一定の光量にしても良い。こうすると、第２照明光を照射したことにより、アーチファクト１５４の発生を防ぎつつ、かつ、画面（酸素飽和度画像）の明るさを一定に保つことができる。

　なお、第１実施形態の内視鏡システム１０では、蛍光体４４，１４４を内視鏡１２の先端部２４及びプローブ２５に設けているが、蛍光体４４は第１光源装置１４の各光源３４，３６とライトガイド４１の間に、蛍光体１４４は第２光源装置２６の各光源１３４，１３６とライトガイド１４１の間に設けても良い。

［第２実施形態］
　第１実施形態の内視鏡システム１０では、特殊観察モード時に補助照明系から第２照明光を照射しているが、特殊観察モード時かつズーム操作をして拡大観察をする場合に第２照明光を照射するようにしても良い。この場合、例えば、図１４に示す内視鏡システム２００のように、例えばプロセッサ装置１６にズーム検出部２０１を設ける。それ以外の構成については第１実施形態の内視鏡システム１０と同様である。

　ズーム検出部２０１は、ズーム操作部２２ｂの操作状況を監視し、ズームの有無（拡大観察をしているか否か）を検出し、検出結果を第１光源制御部４０に入力する。そして、第１光源制御部４０は、特殊観察モードに切り替えられた場合、かつ、ズーム検出部２０１により拡大観察をしていることが検出された場合に、同期のための発光タイミング信号を第２光源制御部１４０に入力する。

　こうすれば、酸素飽和度画像を生成及び表示する特殊観察モードでも、非拡大観察時には第２照明光は消灯され、拡大観察をしている場合にだけ無駄無く第２照明光を照射することができる。

［第３実施形態］
　第２実施形態の内視鏡システム２００では、ズーム操作を監視して、拡大観察をしているか否かを検出し、特殊観察モードかつ拡大観察をしている場合に第２照明光を照射しているが、このようにズーム操作を監視する代わりに、酸素飽和度のアーチファクトの発生を監視して、アーチファクトが発生した場合に第２照明光を照射するようにしても良い。

　この場合、例えば、図１５に示す内視鏡システム３００のように、特殊観察用画像処理部６４にアーチファクト検出部３０１を加える。それ以外の構成は第１実施形態の内視鏡システム１０と同様である。

　アーチファクト検出部３０１は、酸素飽和度画像生成部７６から酸素飽和度画像を取得し、取得した酸素飽和度画像からアーチファクト１５４を検出する。そして、アーチファクト検出部３０１は、検出結果（アーチファクトを検出したか否か）を第１光源制御部４０に入力する。第１光源制御部４０は、特殊観察モードに切り替えられた場合、かつ、アーチファクトが検出された場合に、同期のための発光タイミング信号を第２光源制御部１４０に入力する。

　こうすれば、酸素飽和度画像を生成及び表示する特殊観察モードでも、アーチファクト１５４が検出されない場合（特に拡大観察をしてもアーチファクト１５４が発生していない場合）には第２照明光は消灯され、アーチファクト１５４が発生するほど大きく拡大観察をしている場合にだけ無駄無く第２照明光を照射することができる。

　なお、拡大観察によって発生するアーチファクト１５４は、発生の仕方（分布や強度等）が先端部２４での照明光学系２４ａと撮像光学系２４ｂの配置等の内視鏡１２の構造と、検体の拡大率（または先端部２４と検体の距離）によってほぼ定まっている。このため、アーチファクト検出部３０１は、酸素飽和度画像の任意の１点または複数点で画素値を監視することにより、アーチファクト１５４が発生しているか否かを検出する。

　例えば、低酸素状態になるアーチファクトが必ず発生する位置の画素を監視する場合、そのＢ画素値を第１閾値と比較し、ゲインによってＢ画素値が第１閾値以下になっている場合（低酸素の疑似カラーになっている場合）にアーチファクトの発生を検出する。監視している画素で検体自体がアーチファクトではなく本当に低酸素状態になっている場合もあるが、アーチファクトは検体で発生し得る低酸素状態よりも概ね大きいので、第１閾値をある程度大きく設定しておけば、誤検出することなく、アーチファクトの発生を検出可能である。

　なお、高酸素状態になるアーチファクトが必ず発生する位置の画素を監視しても良い。
　また、複数点で画素値を監視すれば検出精度が向上するので、２点以上で画素値を監視することが好ましい。さらに、アーチファクトの検出方法は任意であり、画素値を閾値と比較する代わりに、アーチファクトの周波数成分を抽出することにより、アーチファクト１５４の発生を検出しても良い。

　なお、第２実施形態と第３実施形態を組み合わせることも可能である。この場合、ズーム検出部２０１とアーチファクト検出部３０１の両方を設け、特殊観察モード時に、ズーム検出部２０１がズーム操作を検出した場合またはアーチファクト検出部３０１が酸素飽和度画像からアーチファクトを検出した場合に、第１光源制御部４０が第２光源制御部１４０に発光タイミング信号を入力するようにすれば良い。

［第４実施形態］
　図１６に示すように、内視鏡システム４００の第１光源装置４０１には、第１及び第２青色レーザ光源３４，３６と第１光源制御部４０の代わりに、第１ＬＥＤ（Light Emitting Diode）光源ユニット４０２と、第１ＬＥＤ光源制御部４０３が設けられている。また、内視鏡システム４００の第２光源装置４１０には、第１青色レーザ光源１３４，１３６と第２光源制御部１４０の代わりに、第２ＬＥＤ光源ユニット４１２と第２ＬＥＤ光源制御部４１３が設けられている。また、内視鏡システム４００には照明光学系２４ａ及びプローブ２５に蛍光体４４，１４４が設けられていない。それ以外については、第１実施形態の内視鏡システム１０と同様である。

　第１ＬＥＤ光源ユニット４０２は、特定の波長帯域に制限された光を発光する光源として、Ｒ－ＬＥＤ４０２ａ，Ｇ－ＬＥＤ４０２ｂ，Ｂ－ＬＥＤ４０２ｃを有する。図１７に示すように、Ｒ－ＬＥＤ４０２ａは、６００～７２０ｎｍの赤色領域の赤色帯域光（以下、単に赤色光という）を発光し、Ｇ－ＬＥＤ４０２ｂは、４８０～６２０ｎｍの緑色領域の緑色帯域光（以下、単に緑色光）を発光する。また、Ｂ－ＬＥＤ４０２ｃは、４００～５００ｎｍの青色領域の青色帯域光（以下、単に青色光という）を発光する。

　また、第１ＬＥＤ光源ユニット４０２は、Ｂ－ＬＥＤ４０２ｃが発する青色光の光路上に挿抜されるハイパスフィルタ（ＨＰＦ）４０６を有する。ハイパスフィルタ４０６は、４５０ｎｍ以下の波長帯域の青色光をカットし、４５０ｎｍより長波長帯域の光を透過する。

　ハイパスフィルタ４０８のカットオフ波長（４５０ｎｍ）は、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数がほぼ等しい波長であり（図１０参照）、この波長を境に酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数が逆転する。本実施形態の場合、相関関係記憶部８２に記憶された相関関係は、酸化ヘモグロビンの吸光係数が還元ヘモグロビンの吸光係数よりも大きい場合のものなので、カットオフ波長以下の波長帯域に基づくシグナルは、信号比Ｂ１／Ｇ２が４７３ｎｍで測定する本来の値よりも低下し、不正確な酸素飽和度が算出される原因になる。このため、ハイパスフィルタ４０２は、酸素飽和度を算出するためのＢ１画像信号を取得する時に、カットオフ波長以下の波長帯域の光が検体に照射されないようにする。

　したがって、ハイパスフィルタ４０６は、特殊観察モード時にＢ－ＬＥＤ４０２ｃの前に挿入され、通常観察モード時には退避位置に退避される。ハイパスフィルタ４０６の挿抜は、第１ＬＥＤ光源制御部４０３の制御の下、ＨＰＦ挿抜部４０７によって行われる。第１ＬＥＤ光源制御部４０３は、第１ＬＥＤ光源ユニット４０２の各ＬＥＤ４０２ａ～４０２ｃの点灯／消灯、及びハイパスフィルタ４０６の挿抜を制御する。

　第２ＬＥＤユニット４１２は、特定の波長帯域に制限された光を発光する光源として、Ｒ－ＬＥＤ４１２ａ，Ｇ－ＬＥＤ４１２ｂ，Ｂ－ＬＥＤ４１２ｃを有する。Ｒ－ＬＥＤ４１２ａ，Ｇ－ＬＥＤ４１２ｂ，Ｂ－ＬＥＤ４１２ｃは、第１ＬＥＤユニット４０２のＲ－ＬＥＤ４０２ａ，Ｇ－ＬＥＤ４０２ｂ，Ｂ－ＬＥＤ４０２ｃとそれぞれ同じものである。また、第２ＬＥＤユニット４１２は、Ｂ－ＬＥＤ４１２ｃが発する青色光の光路上に挿抜されるハイパスフィルタ（ＨＰＦ）４１６を有する。

　ハイパスフィルタ４１６は、第１ＬＥＤユニット４０２のハイパスフィルタ４０６と同様に、４５０ｎｍ以下の波長帯域の青色光をカットし、４５０ｎｍより長波長帯域の光を透過する。また、ハイパスフィルタ４１６は、特殊観察モード時にＢ－ＬＥＤ４１２ｃの前に挿入され、通常観察モード時には退避位置に退避される。ハイパスフィルタ４１６の挿抜は、第２ＬＥＤ光源制御部４１３の制御の下、ＨＰＦ挿抜部４１７によって行われる。第２ＬＥＤ光源制御部４１３は、第２ＬＥＤ光源ユニット４１２の各ＬＥＤ４１２ａ～４１２ｃの点灯／消灯、及びハイパスフィルタ４１６の挿抜を制御する。また、第２ＬＥＤ光源制御部４１３は、第１ＬＥＤ光源制御部４０３から発光タイミング信号を受けて上記制御を行うことは、第１実施形態の第１光源制御部４０と第２光源制御部１４０の関係と同様である。

　上述のように構成される内視鏡システム４００は、以下のように作動する。まず、図１８に示すように、通常観察モードの場合、第１ＬＥＤ光源制御部４０３は、各ＬＥＤ４０２ａ～４０２ｃを全て点灯させ、ハイパスフィルタ４０６はＢ－ＬＥＤ４０２ｃの光路上から退避させる。また、通常観察モードでは、第１ＬＥＤ光源制御部４０３から発光タイミング信号が入力されないので、第２ＬＥＤ光源制御部４１３は、Ｒ－ＬＥＤ４１２ａ，Ｇ－ＬＥＤ４１２ｂ，Ｂ－ＬＥＤ４１２ｃを全て消灯させる。

　一方、図１９に示すように、特殊観察モードの場合、第１ＬＥＤ光源制御部４０３は、ハイパスフィルタ４０６をＢ－ＬＥＤ４０２ｃの光路上に挿入する。そして、１フレーム目は、Ｂ－ＬＥＤ４０２ｃを点灯させ、Ｒ－ＬＥＤ４０２ａ及びＧ－ＬＥＤ４０２ｂは消灯させる。また、第２ＬＥＤ光源制御部４１３も同様に、ハイパスフィルタ４１６をＢ－ＬＥＤ４１２ｃの光路上に挿入し、１フレーム目はＢ－ＬＥＤ４１２ｃを点灯させ、Ｒ－ＬＥＤ４１２ａ及びＧ－ＬＥＤ４１２ｂを消灯させる。これにより、特殊観察モードの１フレーム目では、第１光源装置４０１と第２光源装置４１０から４５０ｎｍ以下の波長帯域がカットされた青色光が重なって検体に照射される。センサ４８は、１フレーム目の読出期間にＢ１画像信号を出力する。

　次に、特殊観察モードの２フレーム目では、第１ＬＥＤ光源制御部４０３及び第２ＬＥＤ光源制御部４１３はそれぞれ全ＬＥＤ４０２ａ～４０２ｃ，４１２ａ～４１２ｃを点灯させる。これにより、２フレーム目では、第１光源装置４０１と第２光源装置４１０から４５０ｎｍ以下の波長帯域がカットされた青色光と、緑色光と、赤色光が検体に重なって照射される。センサ４８は、２フレーム目の読出期間にＲ２画像信号，Ｇ２画像信号，Ｂ２画像信号を出力する。その後の処理や作用は第１実施形態の内視鏡システム１０と同様である。

　なお、第４実施形態の内視鏡システム４００では、特殊観察モード時の１フレーム目、２フレーム目ともハイパスフィルタ４０６，４１６を挿入したまま検体を撮像しているが、１フレーム目だけハイパスフィルタ４０６，４１６を挿入し、２フレーム目にはハイパスフィルタ４０６，４１６を退避させても良い。また、特殊観察モード時の１フレーム目では、４５０ｎｍ以下をカットした青色光だけを検体に照射しているが、１フレーム目では、信号比Ｂ１／Ｇ２の算出に用いる４５０ｎｍ以下をカットした青色光に基づくＢ１画像信号が得られていれば良い。したがって、１フレーム目にＲ－ＬＥＤ４０１ａ及びＧ－ＬＥＤ４０１ｂを点灯させ、Ｒ１画像信号及びＧ１画像信号をセンサ４８に出力させても良い。

　また、第４実施形態の内視鏡システム４００では、特殊観察モード時の２フレーム目に、第２光源装置４１０は赤色光、緑色光、青色光を全て照射しているが、２フレーム目では酸素飽和度の算出（信号比Ｂ１／Ｇ２、及び信号比Ｒ２／Ｇ２）に用いるＧ２画像信号とＲ２画像信号が均一な照明のもとで取得されていれば良いので、２フレーム目は、第２光源装置４１０は青色光を消灯しても良い。また、２フレーム目は、第２光源装置４１０は少なくとも緑色光だけを照射していれば、アーチファクトが低減される。

　なお、上記第１～第３実施形態では、信号比Ｂ１／Ｇ２と信号比Ｒ２／Ｇ２を用いて酸素飽和度を算出したが、上記第４実施形態では、信号比Ｂ１／Ｇ２に代えて、５３０～５５０ｎｍの緑色狭帯域光に基づく緑色狭帯域画像信号Ｇｎと、緑色光に基づく緑色信号Ｇ２からなる信号比Ｇｎ／Ｇ２と、信号比Ｒ２／Ｇ２とを用いて酸素飽和度を算出してもよい。緑色狭帯域光の波長域「５３０～５５０ｎｍ」は、ハイパスフィルタ４０６，４１６でカット後の光の波長域「４５０～５００ｎｍ」と同様、酸化ヘモグロビンの吸光係数が還元ヘモグロビンの吸光係数よりも大きい波長域である（図１０参照）。そのため、酸素飽和度の変化に伴う信号比Ｇｎ／Ｇ２の変動は、信号比Ｂ１／Ｇ２の場合と同様である。したがって、信号比Ｇｎ／Ｇ２及びＲ２／Ｇ２と酸素飽和度の相関関係は、信号比Ｂ１／Ｇ２及びＲ２／Ｇ２と酸素飽和度の相関関係（図９参照）と、ほぼ同様である。

　以上のように、信号比Ｇｎ／Ｇ２を用いて酸素飽和度を算出する場合は、図２０に示す内視鏡システム４１９のように、第１及び第２光源装置４２０，４３０が用いられる。第１及び第２光源装置４２０，４３０においては、図１６に示す第１及び第２光源装置４０１，４１０のようなハイパスフィルタ４０６は設けられておらず、その代わりに、Ｇ－ＬＥＤ４０２ｂ，４１２ｂが発する緑色光の光路上に、挿抜可能なバンドパスフィルタ（ＢＰＦ）が設けられる。バンドパスフィルタ４２２，４３２は、図２１に示すように、緑色光のうち５３０～５５０ｎｍの緑色狭帯域光を透過させる。また、バンドパスフィルタ４２２，４３２は、ＢＰＦ挿抜部４２４，４３４により挿抜され、特殊観察モードの１フレーム目にＧ－ＬＥＤ４０２ｂ，４１２ｂの前に挿入され、通常観察モード時及び特殊観察モードの２フレーム目には退避位置に退避される。なお、それら以外については、第１及び第２光源装置４２０，４３０は、第１及び第２光源装置４０１，４１０とほぼ同様である。

　また、第１及び第２光源装置４２０，４３０の発光制御については、通常観察モードの場合は、図１８と同様の手順で行われる。一方、特殊観察モードの場合は、図１９と異なっている。図２２に示すように、まず、１フレーム目では、Ｇ－ＬＥＤ４０２ｂ，４１２ｂのみが点灯される。Ｇ－ＬＥＤ４０２ｂ，４１２ｂが発する緑色光は、バンドパスフィルタ４２２，４３２を通って、緑色狭帯域光になる。したがって、検体には緑色狭帯域光が照射され、その反射像をセンサ４８が撮像して緑色狭帯域画像信号Ｇｎが出力される。

　次の２フレーム目では、バンドパスフィルタ４２２，４３２を退避させ、全てのＬＥＤ４０２ａ～４０２ｃ，４１２ａ～４１２ｃを点灯する。これにより、青色光、緑色光、赤色光が検体に照射され、その反射像をセンサ４８が撮像してＢ２画像信号、Ｇ２画像信号、Ｒ２画像信号を出力する。

　そして、これらの１フレーム目及び２フレーム目で得た緑色狭帯域画像信号ＧｎとＧ２画像信号に基づく信号比Ｇｎ／Ｇ２と、Ｇ２画像信号とＲ２画像信号に基づく信号比Ｒ２／Ｇ２とから、酸素飽和度が算出される。酸素飽和度の算出方法及び酸素飽和度画像の作成方法に関しては、上記第１実施形態と同様である。

［第５実施形態］
　図２３に示すように、内視鏡システム５００の第１光源装置５１０には、第１及び第２青色レーザ光源３４，３６と第１光源制御部４０の代わりに、広帯域光源５２１と、回転フィルタ５２２と、回転フィルタ制御部５２３が設けられている。また、第２光源装置５３０には、第１青色レーザ光１３４，１３６と第２光源制御部１４０の代わりに、広帯域光源５４１と、回転フィルタ５４２と、回転フィルタ制御部５４３が設けられている。さらに、内視鏡システム５００のセンサ５０５は、カラーフィルタが設けられていないモノクロの撮像素子であり、内視鏡１２の先端部２４及びプローブ２５には蛍光体４４，１４４は設けられていない。それ以外については、第１実施形態の内視鏡システム１０と同じである。

　広帯域光源５２１，５４１は、例えばキセノンランプ、白色ＬＥＤ等からなり、波長帯域が青色から赤色に及ぶ白色光を発する。回転フィルタ５２２，５４２は、いずれも同じものであり、通常観察モード用フィルタ５５０と特殊観察モード用フィルタ５５１とを備えている（図２４参照）。また、回転フィルタ５２２，５４２は、各広帯域光源５２１，５４１から発せられる白色光がライトガイド４１に入射される光路上において、通常観察モード用フィルタ５５０を配置する通常観察モード用の第１位置と、特殊観察モード用フィルタ５５１を配置する特殊観察モード用の第２位置との間で径方向に移動可能である。この第１位置と第２位置への回転フィルタ５２２，５４２の相互移動は、選択された観察モードに応じて各回転フィルタ制御部５２３，５４３によって制御される。また、回転フィルタ制御部５４３は回転フィルタ制御部５２３から入力される発光タイミング信号によって同期制御を行なう。これにより、回転フィルタ５２２，５４２は、どちらも同じ第１位置または第２位置に配置された状態で、センサ５０５の撮像フレームに応じて回転する。回転フィルタ５２２，５４２の回転速度は、選択された観察モードに応じて各回転フィルタ制御部５２３，５４３によって同期して制御される。

　図２４に示すように、通常観察モード用フィルタ５５０は、回転フィルタ５２２，５４２の内周部に設けられている。通常観察モード用フィルタ５５０は、赤色光を透過するＲフィルタ５５０ａと、緑色光を透過するＧフィルタ５５０ｂと、青色光を透過するＢフィルタ５５０ｃと有する。したがって、回転フィルタ５２２，５４２を通常光観察モード用の第１位置に配置すると、各広帯域光源５２１，５４１からの白色光は、回転フィルタ５２２，５４２の回転に応じてＲフィルタ５５０ａ、Ｇフィルタ５５０ｂ、Ｂフィルタ５５０ｃのいずれかに入射する。このため、検体には、透過したフィルタに応じて、赤色光、緑色光、青色光が順次照射され、センサ５０５は、これらの反射光によりそれぞれ検体を撮像することにより、Ｒ画像信号、Ｇ画像信号、Ｂ画像信号を順次出力する。

　また、特殊観察モード用フィルタ５５１は、回転フィルタ５２２，５４２の外周部に設けられている。特殊観察モード用フィルタ５５１は、赤色光を透過するＲフィルタ５５１ａと、緑色光を透過するＧフィルタ５５１ｂと、青色光を透過するＢフィルタ５５１ｃと、４７３±１０ｎｍの狭帯域光を透過する狭帯域フィルタ５５１ｄとを有する。したがって、回転フィルタ５２２，５４２を特殊観察モード用の第２位置に配置すると、広帯域光源５２１，５４１からの白色光は、回転フィルタ５２２，５４２の回転に応じてＲフィルタ５５１ａ、Ｇフィルタ５５１ｂ、Ｂフィルタ５５１ｃ、狭帯域フィルタ５５１ｄのいずれかに入射する。このため、検体には、透過したフィルタに応じて、赤色光、緑色光、青色光，狭帯域光（４７３ｎｍ）が順次照射され、センサ５０５は、これらの反射光によりそれぞれ検体を撮像することにより、Ｒ画像信号、Ｇ画像信号、Ｂ画像信号、及び狭帯域画像信号を順次出力する。

　特殊観察モードで得られるＲ画像信号とＧ画像信号は、第１実施形態のＲ１（またはＲ２）画像信号とＧ１（またはＧ２）画像信号に対応する。また、特殊観察モードで得られるＢ画像信号は、第１実施形態のＢ２画像信号に対応し、狭帯域画像信号はＢ１画像信号に対応する。したがって、その後の処理や作用は第１実施形態の内視鏡システム１０と同様である。

　なお、第１～第５実施形態では、プローブ２５の先端２５ａを単に鉗子出口２７ｂから露呈させているが、図２５に示すように、プローブ２５は、このプローブ２５の先端２５ａを内視鏡１２の先端部２４に固定する固定部６０１を備えることが好ましい。プローブ２５が先端部２４に固定されておらず、鉗子出口２７ｂから自由に突出したり、鉗子チャネル２７内に自由に退避したりすることが可能であると、こうしたプローブ２５の動きによって第２照明光の照射ムラが発生する場合がある。プローブ２５が固定部６０１によって内視鏡１２の先端部２４に固定されていれば、第２照明光の照射によってさらに確実にアーチファクトの発生を抑えることができる。なお、プローブ２５の固定部６０１は、開口６０１ａ等を設けることによって、照明光学系２４ａや撮像光学系２４ｂ等、先端部２４の各部の機能を損なわなようにしておく必要がある。また、固定部６０１は、プローブ２５と一体になっていても良く、プローブ２５の先端２５ａに取り付けるものでも良い。

　なお、第１～第５実施形態では、プローブ２５は鉗子チャネル２７に挿通可能な直線的形状に形成されており、プローブ２５の先端２５ａだけ（ほぼ鉗子出口２７ｂの一点）から第２照明光を照射しているが、図２６に示すように、プローブ２５の先端２５ａを、リング型先端部６２６と、鉗子チャネル２７に挿通する挿通部６２７とで形成しても良い。そして、リング型先端部６２６には、リング形状に沿って各々第２照明光を射出する複数の照明光射出部６２６ａを設けておき、このリング型先端部６２６を、センサ４８（撮像光学系２４ｂ）を囲むように、撮影光軸６３０に中心を一致させて配置する。

　こうすると、センサ４８の周りの複数箇所から第２照明光を照射することができるので、鉗子出口２７ｂの一点から第２照明光を照射する場合よりも、さらに照明光の均一性を向上させることができる。但し、リング型先端部６２６を有するプローブは、内視鏡１２を検体に挿入した後に鉗子入口２７ａから挿通することはできないので、内視鏡１２を検体に挿入する前に鉗子出口２７ｂ側から鉗子チャネル２７に挿通させておく必要がある。

　なお、リング型先端部６２６は、例えば、光ファイバをリング状に湾曲させ、この光ファイバのクラッドに孔を開けておくことで実現できる。この場合、蛍光体１４４は第２光源装置２６に設けておけば良い。また、リング型先端部６２６は、プローブ２５とは別体に形成し、プローブ２５の先端に取り付けるアタッチメントとしても良い。また、リング型先端部６２６を有するプローブを用いる場合、プローブ２５から射出される第２照明光だけで撮影に十分な照明光量が得られる場合には、第１照明光を減光したり、第１照明光の照射を停止（消灯）したりしても良い。

　なお、第１～第５実施形態では、信号比Ｂ１／Ｇ２と信号比Ｒ２／Ｇ２に基づいて酸素飽和度を算出しているが、信号比Ｂ１／Ｇ２のみに基づいて酸素飽和度を算出しても良い。この場合には、相関関係記憶部８２には信号比Ｂ１／Ｇ２と酸素飽和度の相関関係を記憶しておけば良い。

　なお、第１～第５実施形態では、酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像を生成及び表示しているが、これに加えて、血液量を画像化した血液量画像を生成及び表示しても良い。血液量は信号比Ｒ２／Ｇ２と相関があるので、信号比Ｒ２／Ｇ２に応じて異なる色を割り当てることで、血液量を画像化した血液量画像を作成することができる。

　なお、第１～第５実施形態では酸素飽和度を算出しているが、これに代えて、あるいはこれに加えて、「血液量（信号比Ｒ２／Ｇ２）×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×（１－酸素飽和度）（％）」から求まる還元ヘモグロビンインデックス等、他の生体機能情報を算出しても良い。

　１０，２００，３００，４００，４１９，５００　内視鏡システム
　１４，４０１，４２０，５１０　第１光源装置
　２５　プローブ
　２６，４１０，４３０，５３０　第２光源装置
　２７　鉗子チャネル
　４７　ズーミングレンズ
　４８　センサ
　７６　酸素飽和度画像生成部
　１５４　アーチファクト
　１５２　低酸素領域

Claims

　検体に挿入される挿入部を有する内視鏡と、
　前記検体を撮像して画像信号を出力するセンサと、
　前記挿入部を通じて前記検体に第１照明光を照射する第１光源装置と、
　前記挿入部に設けられたチャネルに挿通されるプローブと、
　前記プローブを通じ、少なくとも２つの波長帯域で前記第１照明光と等価なスペクトルを有する第２照明光を前記第１照明光に重ねて照射する第２光源装置と、
　を備える内視鏡システム。
　前記第１照明光の反射光と前記第２照明光の反射光を同時に受光して前記センサが出力する前記画像信号に基づいて前記検体の画像を生成する画像生成部を備える請求項１に記載の内視鏡システム。
　前記２つの波長帯域に対応する各前記画像信号に基づいて、前記検体の酸素飽和度を算出する酸素飽和度算出部を備え、
　前記画像生成部は、前記画像信号と前記酸素飽和度とに基づいて前記検体の酸素飽和度を表す酸素飽和度画像を生成する請求項２に記載の内視鏡システム。
　前記２つの波長帯域は、青色の波長帯域と緑色の波長帯域であり、
　前記第２照明光は、前記青色の波長帯域と前記緑色の波長帯域とにおいて、前記第１照明光と等価なスペクトルを有する請求項１～３のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
　前記２つの波長帯域は、いずれも緑色の波長帯域であり、
　前記第２照明光は、２つの前記緑色の波長帯域において、前記第１照明光と等価なスペクトルを有する請求項１～３のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
　前記プローブは、該プローブの先端を前記挿入部の先端に固定する固定部を有する請求項１～５のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
　前記第１光源装置は、前記第２照明光が照射される場合に、前記第１照明光を減光する請求項１～６のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
　前記プローブは、該プローブの先端に前記センサの周囲を囲むリング型の照明光射出部を備える請求項１～７のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
　前記センサに結像される前記検体の像を拡大または縮小するズーミングレンズと、
　前記ズーミングレンズの操作状況を監視することによって、拡大観察をしているか否かを検出するズーム検出部と、
　を備え、
　前記第２光源装置は、前記ズーム検出部によって拡大観察をしていることが検出された場合に前記第２照明光を照射する請求項１～８のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
　前記センサが出力する前記画像信号に基づいてアーチファクトを検出するアーチファクト検出部を備え、
　前記第２光源装置は、前記アーチファクト検出部が前記アーチファクトを検出した場合に前記第２照明光を照射する請求項１～８のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
　検体に挿入される挿入部を有する内視鏡と、前記検体を撮像するセンサと、前記センサに結像される前記検体の像を拡大または縮小するズーミングレンズと、前記挿入部を通じて第１照明光を照射する第１光源装置と、前記挿入部に設けられたチャネルに挿通されるプローブと、前記プローブを通じ、少なくとも２つの波長帯域で前記第１照明光と等価なスペクトルを有する第２照明光を前記第１照明光に重ねて照射する第２光源装置と、を備える内視鏡システムの作動方法において、
　前記ズーミングレンズの操作状況を監視することによって、拡大観察をしているか否かを検出するステップと、
　拡大観察をしていることが検出された場合に前記第２照明光を照射するステップと、
　前記第１照明光の反射光と前記第２照明光の反射光を同時に受光して前記センサが出力する画像信号に基づいて前記検体の画像を生成するステップと、
　を備える内視鏡システムの作動方法。
　検体に挿入される挿入部を有する内視鏡と、前記検体を撮像するセンサと、前記挿入部を通じて第１照明光を照射する第１光源装置と、前記挿入部に設けられたチャネルに挿通されるプローブと、前記プローブを通じ、少なくとも２つの波長帯域で前記第１照明光と等価なスペクトルを有する第２照明光を前記第１照明光に重ねて照射する第２光源装置と、を備える内視鏡システムの作動方法において、
　前記センサが出力する画像信号に基づいてアーチファクトを検出するステップと、
　前記アーチファクトが検出された場合に前記第２照明光を照射するステップと、
　前記第１照明光の反射光と前記第２照明光の反射光を同時に受光して前記センサが出力する画像信号に基づいて前記検体の画像を生成するステップと、
　を備える内視鏡システムの作動方法。