【事件の表示】
　特許第６６０６８８１号発明「ＯＣＴ信号処理装置、ＯＣＴ信号処理プログラム、およびＯＣＴ装置」の特許異議申立事件について、次のとおり決定する。
【結　論】
　特許第６６０６８８１号の特許請求の範囲を訂正請求書に添付された訂正特許請求の範囲のとおり、訂正後の請求項〔１−３〕、４、５について訂正することを認める。
　特許第６６０６８８１号の請求項１ないし５に係る特許を維持する。
【理　由】
第１　手続の経緯 
　特許第６６０６８８１号の請求項１〜５に係る特許についての出願は、平成２７年６月１６日に出願され、令和元年１１月１日にその特許権の設定登録がされ、同月２０日に特許掲載公報が発行された。その後、その特許に対し、令和２年５月２０日に特許異議申立人　箕浦裕美子（以下「申立人」という。）により、特許異議の申立てがされ、当審は、同年８月７日付けで取消理由を通知した。特許権者は、その指定期間内である同年１０月１６日に意見書の提出及び訂正の請求を行い、その訂正の請求に対して、申立人は、同年１２月２１日に意見書を提出した。さらに、当審は、令和３年２月１７日付けで取消理由（決定の予告）を通知した。特許権者は、その指定期間内である同年４月２３日に意見書の提出及び訂正の請求を行い、その訂正の請求に対して、申立人は、同年６月９日に意見書を提出した。
第２　訂正の適否についての判断
（１）訂正の内容
　本件訂正請求による訂正の内容は、以下のとおりである。下線は訂正箇所を表す。
ア　訂正事項１ 
　請求項１の「前記３次元モーションコントラストデータの基礎となる前記複数のＯＣＴ信号を前記ＯＣＴデバイスにより再取得するための検者からの操作信号を受け付けるボタンを前記確認画面上に表示する」を、「前記３次元モーションコントラストデータの基礎となる前記複数のＯＣＴ信号を前記ＯＣＴデバイスにより再取得するための検者からの操作信号を受け付けるボタンを前記確認画面上に表示
し、
　
前記確認画面を表示した後に、前記３次元モーションコントラストデータの解析結果を表示するための解析画面を表示可能である
イ　訂正事項２
　請求項２の「前記制御手段は、深さの異なる複数の深さ領域においてそれぞれ抽出された深さ領域データ毎に生成された複数のモーションコントラスト画像を前記確認画面に切り替え可能に表示させる」を、「前記制御手段は、深さの異なる複数の深さ領域においてそれぞれ抽出された深さ領域データ毎に生成された複数のモーションコントラスト画像を前記確認画面に切り替え可能に表示させる
と共に、前記確認画面に表示させる前記モーションコントラスト画像の深さ領域を指定するインターフェースである切替部を前記確認画面に表示する
  
 ウ　訂正事項３
　請求項４の「前記３次元モーションコントラストデータの基礎となる前記複数のＯＣＴ信号を前記ＯＣＴデバイスにより再取得するための検者からの操作信号を受け付けるボタンを前記確認画面上に表示ステップ」を、「前記３次元モーションコントラストデータの基礎となる前記複数のＯＣＴ信号を前記ＯＣＴデバイスにより再取得するための検者からの操作信号を受け付けるボタンを前記確認画面上に表示
し、前記確認画面を表示した後に、前記３次元モーションコントラストデータの解析結果を表示するための解析画面を表示可能である表示
エ　訂正事項４
　請求項５の「前記セグメンテーション処理によって前記被検体の一部の深さ領域において抽出された前記３次元モーションコントラストデータである深さ領域データに基づくモーションコントラスト画像を前記確認画面に表示させる」を、「前記セグメンテーション処理によって前記被検体の一部の深さ領域において抽出された前記３次元モーションコントラストデータである深さ領域データに基づくモーションコントラスト画像
であって、深さの異なる複数の深さ領域における複数のモーションコントラスト画像
並べて
オ　訂正事項５
　請求項５の「前記３次元モーションコントラストデータの基礎となる前記複数のＯＣＴ信号を前記ＯＣＴデバイスにより再取得するための検者からの操作信号」を、「前記３次元モーションコントラストデータの基礎となる前記複数のＯＣＴ信号を前記ＯＣＴ
光学系
カ　訂正事項６
　請求項５の「検者からの操作信号を受け付けるボタンを前記確認画面上に表示する」を、「検者からの操作信号を受け付けるボタンを前記確認画面上に表示
し、
　
前記確認画面を表示した後に、前記３次元モーションコントラストデータの解析結果を表示するための解析画面を表示可能である
キ　訂正後の請求項１〜３は、特許法第１２０条の５第４項に規定する一群の請求項である。
（２）訂正の目的の適否、新規事項の有無、及び特許請求の範囲の拡張・変更の存否
ア　訂正事項１、３及び６
　訂正事項１、３及び６は、確認画面を表示させた後の内容を付加したものであるから、特許請求の範囲の減縮を目的とするものである。また、本件特許明細書には、「【００３７】なお、制御部は、確認画面を表示した後に、前記３次元モーションコントラストデータの解析結果を表示するための解析画面を表示部に表示させてもよい」との記載があることから、新規事項の追加に該当しない。そして、実質上特許請求の範囲を拡張し、又は変更するものでもない。
イ　訂正事項２
　訂正事項２は、確認画面に表示させる内容を限定するものであるから、特許請求の範囲の減縮を目的とするものである。また、本件特許明細書には、「【００７４】（ステップＳ３）＜確認画面の表示＞被検眼の撮影が行われると、ＣＰＵ７１は、例えば、図５に示すような確認画面８０を表示部７５に表示する。確認画面８０は、モーションコントラストデータ（以下、ＭＣデータと略す）の良否を確認するための画面である。例えば、ＣＰＵ７１は、第１表示領域８１、第２表示領域８２、第３表示領域８３、第１切替部８４、第２切替部８５等を確認画面８０Ａに表示する（図５（ａ）参照）。・・・【００７６】＜第１切替部＞第１切替部８４は、第１表示領域８１に表示させるＭＣ画像の深さ領域を指定するインターフェースである。」との記載があることから、新規事項の追加に該当しない。そして、実質上特許請求の範囲を拡張し、又は変更するものでもない。
ウ　訂正事項４
　訂正事項４は、確認画面に表示させる内容を限定するものであるから、特許請求の範囲の減縮を目的とするものである。また、本件特許明細書には、「【００２０】なお、制御部は、複数のモーションコントラスト画像を確認画面に並べて表示させてもよい。これによって、検者は、深さの異なる複数の深さ領域におけるモーションコントラストデータを容易に比較できる。」との記載があることから、新規事項の追加に該当しない。そして、実質上特許請求の範囲を拡張し、又は変更するものでもない。
エ　訂正事項５
　訂正事項５は、明らかな誤記を訂正するものである。また、明らかな誤記を訂正するものであるから、新規事項の追加に該当しない。そして、実質上特許請求の範囲を拡張し、又は変更するものでもない。
（３）小括
　以上のとおりであるから、本件訂正請求による訂正は、特許法第１２０条の５第２項ただし書第１号及び第２号に掲げる事項を目的とするものであり、かつ、同条第９項において準用する同法第１２６条第５項及び第６項の規定に適合する。
　したがって、特許請求の範囲を、訂正請求書に添付された訂正特許請求の範囲のとおり、訂正後の請求項〔１−３〕、４、５について訂正することを認める。
第３　訂正後の本件発明
　本件訂正請求により訂正された請求項１〜５に係る発明（以下「本件発明１」〜「本件発明５」という。）は、訂正特許請求の範囲の請求項１〜５に記載された次の事項により特定されるとおりのものである。
（本件発明１）
 「　　【請求項１】
　被検体上を走査された測定光と、参照光とに基づいてＯＣＴデバイスによって検出されたＯＣＴ信号を処理するＯＣＴ信号処理装置であって、
　同一部位における時間の異なる複数のＯＣＴ信号を処理して得られた３次元モーションコントラストデータの良否を確認するための確認画面を表示手段に表示させる制御手段を備え、
　前記制御手段は、
　前記３次元モーションコントラストデータを複数の深さ領域に分離するためのセグメンテーション処理を行い、前記セグメンテーション処理によって前記被検体の一部の深さ領域において抽出された前記３次元モーションコントラストデータである深さ領域データに基づくモーションコントラスト画像を前記確認画面に表示させると共に、
　前記３次元モーションコントラストデータの基礎となる前記複数のＯＣＴ信号を前記ＯＣＴデバイスにより再取得するための検者からの操作信号を受け付けるボタンを前記確認画面上に表示
し、
　
前記確認画面を表示した後に、前記３次元モーションコントラストデータの解析結果を表示するための解析画面を表示可能である
（本件発明２）
「　　【請求項２】
　前記制御手段は、深さの異なる複数の深さ領域においてそれぞれ抽出された深さ領域データ毎に生成された複数のモーションコントラスト画像を前記確認画面に切り替え可能に表示させる
と共に、前記確認画面に表示させる前記モーションコントラスト画像の深さ領域を指定するインターフェースである切替部を前記確認画面に表示する
（本件発明３）
「　　【請求項３】
　前記制御手段は、前記３次元モーションコントラストデータを評価するための指標を前記確認画面に表示させることを特徴とする請求項１または２のＯＣＴ信号処理装置。」
（本件発明４）
「　　【請求項４】
　被検体上を走査された測定光と、参照光とに基づいてＯＣＴデバイスによって検出されたＯＣＴ信号を処理するＯＣＴ信号処理装置において用いられるＯＣＴ信号処理プログラムであって、
　前記ＯＣＴ信号処理装置のプロセッサによって実行されることで、
　前記３次元モーションコントラストデータを複数の深さ領域に分離するためのセグメンテーション処理を行い、同一部位における時間の異なる複数のＯＣＴ信号を処理して得られた３次元モーションコントラストデータのうち、前記セグメンテーション処理によって前記被検体の一部の深さ領域において抽出されたモーションコントラストデータである深さ領域データに基づくモーションコントラスト画像を、前記３次元モーションコントラストデータの良否を確認するための確認画面を表示手段に表示させる表示ステップであって、前記３次元モーションコントラストデータの基礎となる前記複数のＯＣＴ信号を前記ＯＣＴデバイスにより再取得するための検者からの操作信号を受け付けるボタンを前記確認画面上に表示
し、前記確認画面を表示した後に、前記３次元モーションコントラストデータの解析結果を表示するための解析画面を表示可能である表示
（本件発明５）
「　　【請求項５】
　走査手段によって被検体上を走査された測定光と、参照光とに基づいてＯＣＴ信号を取得するＯＣＴ光学系と、を備えるＯＣＴ装置であって、
　前記ＯＣＴ光学系よって取得された同一部位における時間の異なる複数のＯＣＴ信号を処理して得られた３次元モーションコントラストデータの良否を確認するための確認画面を表示手段に表示させる制御手段を備え、
　前記制御手段は、前記ＯＣＴ光学系による被検体の撮影を開始するためのレリーズ信号を受け付けると、前記走査手段を制御することによって前記複数のＯＣＴ信号を取得し、前記３次元モーションコントラストデータを複数の深さ領域に分離するためのセグメンテーション処理を行い、前記セグメンテーション処理によって前記被検体の一部の深さ領域において抽出された前記３次元モーションコントラストデータである深さ領域データに基づくモーションコントラスト画像
であって、深さの異なる複数の深さ領域における複数のモーションコントラスト画像を
並べて
　前記３次元モーションコントラストデータの基礎となる前記複数のＯＣＴ信号を前記ＯＣＴ
光学系
し、
　
前記確認画面を表示した後に、前記３次元モーションコントラストデータの解析結果を表示するための解析画面を表示可能である
第３　申立人が提出した証拠
　申立人が提出した証拠は、次の甲第１号証〜甲第１０号証（以下、それぞれ「甲１」〜「甲１０」という。）である。甲４は、証拠説明書には「米国特許出願公開第２０１３／０１７３５３２号明細書」と記載され、特許異議申立書に添付された甲４の写しにも当該米国特許出願公開第２０１３／０１７３５３２号明細書が提出されている。一方、特許異議申立書の第１２頁には「甲第４号証（米国特許出願公開第２０１３／０１７６５３２号明細書）」と記載され、特許異議申立書に添付された甲４の抄訳文（段落［００２４］）には当該米国特許出願公開第２０１３／０１７６５３２号明細書の抄訳文が提出されている。そして、特許異議申立書の申立て理由を踏まえると、抄訳文（段落［００２４］）を引用していることから、甲４は「米国特許出願公開第２０１３／０１７６５３２号明細書」の誤記であると認める。
甲１：米国特許出願公開第２０１３／０３０１０００号明細書
甲２：特開２０１４−８３２６３号公報
甲３：特開２０１２−２１３４５１号公報
甲４：米国特許出願公開第２０１３／０１７６５３２号明細書
甲５：米国特許出願公開第２０１２／０２７７５７９号明細書
甲６：特開２００７−２２５３４９号公報
甲７：米国特許出願公開第２０１１／０２７３６６７号明細書
甲８：米国特許出願公開第２０１４／００７３９１７号明細書
甲９：Cedric Blatter et al. 、Ultrahigh-speed non-invasive widefield angiography、 Journal of Biomedical Optics 、２０１２年 、Ｖｏｌ．１７　Ｎｏ．７
甲１０：Douglas Matsunaga et al. 、OCT Angiography in Healthy Human Subjects 、Clinical Science 、２０１４年 、Ｖｏｌ．４５　Ｎｏ．６
第４　取消理由の概要
　請求項１〜５に係る特許に対して、当審が令和２年８月７日付けの取消理由通知において特許権者に通知した取消理由の要旨は、次のとおりである。
　請求項１〜５に係る発明は、以下の引用文献１に記載された発明及び種々の周知技術（引用文献２〜７）に基づいて当業者が容易に発明をすることができたものであるから、請求項１〜５に係る特許は特許法第２９条第２項の規定に違反してされたものである。
　よって、請求項１〜５に係る特許は、取り消されるべきものである。
引用文献１（甲１０）：Douglas Matsunaga et al. 、OCT Angiography in Healthy Human Subjects 、Clinical Science 、２０１４年 、Ｖｏｌ．４５　Ｎｏ．６
引用文献２：特表２０１５−５１５８９４号公報
引用文献３（甲１）：米国特許出願公開第２０１３／０３０１０００号明細書
引用文献４（甲５）：米国特許出願公開第２０１２／０２７７５７９号明細書
引用文献５：特開２０１４−７６４０３号公報
引用文献６（甲２）：特開２０１４−８３２６３号公報
引用文献７（甲３）：特開２０１２−２１３４５１号公報
第５　取消理由（決定の予告）の概要
　請求項１〜５に係る特許に対して、当審が令和３年２月１７日付けの取消理由（決定の予告）通知において特許権者に通知した取消理由の要旨は、次のとおりである。
　請求項１〜５に係る発明は、以下の引用文献１に記載された発明、引用文献３に記載された技術事項及び周知技術（引用文献５、６）に基づいて当業者が容易に発明をすることができたものであるから、請求項１〜５に係る特許は特許法第２９条第２項の規定に違反してされたものである。
　よって、請求項１〜５に係る特許は、取り消されるべきものである。
引用文献１（甲１０）：Douglas Matsunaga et al. 、OCT Angiography in Healthy Human Subjects 、Clinical Science 、２０１４年 、Ｖｏｌ．４５　Ｎｏ．６
引用文献３（甲１）：米国特許出願公開第２０１３／０３０１０００号明細書
引用文献５：特開２０１４−７６４０３号公報
引用文献６（甲２）：特開２０１４−８３２６３号公報
第６　各甲号証等の記載
　各甲号証等が日本語の記載でない場合には、原文に続き日本語訳を示す。下線は当審おいて付与したものである。
１　甲１（引用文献３）について
（１）甲１の記載
　甲１には、以下の事項が記載されている。
（甲１ア）
「[0008] ・・・ In addition, typical representation of OCT angiography data is through display of summed en face images from motion contrast 3D volumes that further reduce the need for high axial resolution. ・・・Embodiments of the current invention use this fact to purposely degrade the axial resolution of the OCT angiography or motion contrast image in order to increase the acquisition speed or processing time without any significant effect on the en face image quality.」
「［０００８］　・・・加えて、典型的なＯＣＴアンギオグラフイデータの描写は、モーションコントラスト３Ｄボリューム（データ）から集約されて作られたアンファス画像（それは光軸解像度の必要性がさらに減少させる）の表示を通してなされる。・・・本発明の実施形態は、アンファス画像の画質に明らかな影響を与えることなく、（信号）取得速度を向上、もしくは処理を向上するために、この事実を使って意図的に　ＯＣＴ　血管造影の軸解像度を低下させるものである。」
（甲１イ）
「[0019] An optical coherence tomography scanner, illustrated in FIG. 1 typically includes a light source, 101. Two examples of suitable sources are a broadband light source with short temporal coherence length or a swept laser source. (See for example, Wojtkowski, et al., “Three-dimensional retinal imaging with high-speed ultrahigh-resolution optical coherence tomography,” Ophthalmology 112(10):1734 2005 or Lee et al. “In vivo optical frequency domain imaging of human retina and choroid,” Optics Express 14(10):4403 2006). Light from source 101 is routed, typically by optical fiber 105, to illuminate the sample 110, a typical sample being tissues at the back of the human eye. The light is scanned, typically with a scanner 107 or pair or scanning mirrors between the output of the fiber and the sample, so that the beam of light (dashed line 108) is scanned over the area or volume to be imaged. Light scattered from the sample is collected, typically into the same fiber 105 used to route the light for illumination. Reference light derived from the same source 101 travels a separate path, in this case involving fiber 103 and retro-reflector 104. Those skilled in the art recognize that a transmissive reference path can also be used. Collected sample light is combined with reference light, typically in a fiber coupler 102, to form light interference in a detector 120. The output from the detector is supplied to a processor 130. The results can be stored in the processor or displayed on display 140.」
「［００１９］　図１に示す
光コヒーレンストモグラフィスキャナ
光源１０１からの光は
光ファイバ１０５によって、サンプル１１０を照射するように経路指定され、
サンプルは人間の目の後ろの組織である
光は
走査ミラーでスキャンされ、その結果、光ビーム
は撮像されるべき領域
にわたって走査される
サンプルから散乱された光は、
ファイバ１０５内に集められる
収集されたサンプル光は、
検出器１２０において光干渉を形成する。検出器からの出力はプロセッサ１３０に供給される。結果は、プロセッサに記憶するか、または表示部１４０に表示することができる
（甲１ウ）
「[0022] En face visualization techniques based on inter-frame change analysis (see for example US Patent Publication No. 2012/0277579 hereby incorporated by reference) require a high density of sampling points, and hence the time required to finish such scans can be significantly higher than compared to regular cube scans used in commercial OCT systems. As described above, for larger data volume acquisitions there are several major limitations:」
「［００２２］　フレーム間変化分析に基づくアンファス可視化技術（例えば、参照により本願に組み込まれる米国特許出願公開第２０１２／０２７７５７９号明細書参照）はサンプリングポイントの密度が高いことを要求しており、したがって、このようなスキャンを完了するために必要な時間は、商用ＯＣＴシステムで使用される通常のキューブスキャンよりも著しく高い可能性がある。上述したように、より大きなデータボリュームの取得には、いくつかの大きな制約がある：」
（甲１エ）
「[0026] ・・・Also, the most common visualization of the vasculature is the en face image that is obtained by summing or integrating the motion-contrast data in the axial direction.」
「［００２６］　・・・また、最も一般な脈管構造で視覚化（方法）は、
モーションコントラストデータを軸方向に集約もしくは積分することによって得られるアンファス画像
（甲１オ）
「[0031] One of the major workflow challenges for OCT scans that require long acquisition and post-processing times is the significant time delays required for display of processed images and results to ensure that the scan was obtained successfully. Due to the large data sizes and heavy post-processing efforts, OCT angiography scan analysis could have significant delays and it will be challenging for the machine operator to decide if the scan needs to be reacquired. Hence in another embodiment of the present invention, we propose using a selected portion of the spectrum for faster analysis to rapidly generate OCT angiography images for en face vasculature visualization. In this case, the full wavelength range of the source would be used to collect data, but only a selected portion would be initially processed for image preview purposes. A quicker analysis can help the operator to decide if the data acquisition was done right to avoid the possibility of needing to perform repeat measurements later. Analysis and processing using the full axial resolution can be done later for better results and diagnosis or for different types of analysis. The rapid generation of en face images over larger FOV can also aid the operator to select specific regions of interesting pathology and perform more dense scans in the region of interest. It must be noted that this is simply a post-processing method which doesn't impact acquisition speeds but aids in quicker display of analysis to enable workflow related real-time decisions after the scan acquisition. 
 [0032] FIG. 3 shows a flowchart depicting various steps in one of the preferred embodiments of the present invention. After the OCT angiography data is acquired, the overall data sizes can be significantly reduced by using only a smaller portion of the spectrum or sub-spectrum corresponding to each A-scan measurement. The modified 3D volume with sub-spectrum information has reduced size and it can be used to generate OCT angiography analysis, albeit with data that supports lower axial resolution. Here we exploit the fact that loss of axial resolution does not significantly degrade the en-face vasculature images. However, it must be noted that there will be some degradation in the images compared to those obtained from full-spectrum original volume data as the sub-spectrum data will have a lower signal to noise ratio (SNR). Nonetheless, the trade-off will still be beneficial as it may reduce the processing time. At this stage, the operator could either visually inspect the low axial resolution OCT angiography images to decide if the scan is of acceptable quality and it doesn't have any unacceptable motion artifact. In order to assist the operator, a quality metric could also be generated that can be used to assess the image quality and a decision can be made whether the scan needs to be repeated. Further, the operator could use the preview image to identify regions of pathology and obtain a higher resolution, smaller FOV scan in the region of interest. While this lower axial resolution data facilitates faster processing and viewing of images, the complete spectral data-set can be used to generate improved quality images later. This method could also be combined by sub-sampling of lateral points from the acquisition volume.」
「［００３１］　長い取得及び後処理時間を必要とするＯＣＴ走査に対する主要なワークフローの課題の１つは、走査が首尾よく取得されたことを保証するために、処理された画像及び結果の表示に必要とされるかなりの時間遅延である。データサイズが大きく、処理後の労力が大きいため、ＯＣＴ血管造影スキャン解析はかなりの遅延を有する可能性があり、スキャンを再取得する必要があるかどうかを機械操作者が決定することは困難である。したがって、本発明の別の実施形態では、より高速な解析のためにスペクトルの選択された部分を使用して、
アンファスでの血管系可視化のためのＯＣＴ血管造影画像を迅速に生成する
［００３２］　図３は、本発明の好ましい実施形態の１つにおける様々なステップを示すフローチャートを示す。
ＯＣＴ血管造影データが取得された後、各Ａスキャン測定に対応する
サブスペクトルのより小さい部分のみを使用することによって、
アンファス血管系画像
この段階で、操作者は低軸解像度ＯＣＴ血管造影画像を視覚的に検査して、スキャンが許容可能な品質であり、許容できない動きアーチファクトがないかどうかを判定することができる。操作者を支援するために、画質を評価するために使用することができる品質測定基準を生成することもでき、スキャンを繰り返す必要があるかどうかの決定を行うことができる
（２）甲１に記載された技術事項
　上記（１）の記載から、甲１には、次の発明又は技術事項（以下、「甲１発明」又は「甲１（引３）の技術事項」という。）が記載されていると認められる。
「　光源１０１からの光は光ファイバ１０５によって、サンプル１１０を照射するように経路指定され、サンプルは人間の目の後ろの組織であり、光は走査ミラーでスキャンされ、その結果、光ビームは撮像されるべき領域にわたって走査され、サンプルから散乱された光は、ファイバ１０５内に集められ、収集されたサンプル光は、検出器１２０において光干渉を形成し、検出器からの出力はプロセッサ１３０に供給され、結果は、プロセッサに記憶するか、または表示部１４０に表示することができる、光コヒーレンストモグラフィスキャナであって、
　モーションコントラストデータを軸方向に集約もしくは積分することによって得られるアンファスでの血管系可視化のためのＯＣＴ血管造影画像を迅速に生成するために、ＯＣＴ血管造影データが取得された後、各Ａスキャン測定に対応するサブスペクトルのより小さい部分のみを使用することによって、アンファス血管系画像を表示させ、この段階で、操作者はこのアンファス血管系画像（低軸解像度ＯＣＴ血管造影画像）を視覚的に検査して、スキャンが許容可能な品質であり、許容できない動きアーチファクトがないかどうかを判定することができ、操作者を支援するために、画質を評価するために使用することができる品質測定基準を生成することもでき、スキャンを繰り返す必要があるかどうかの決定を行うことができる、光コヒーレンストモグラフィスキャナ。」
２　甲２（引用文献６）について
（１）甲２の記載
　甲２には、以下の事項が記載されている。
（甲２ア）
「【００１２】
　＜概要＞ 本発明の実施形態に係る眼科撮影装置の概要について説明する。本実施形態に関わる
眼科撮影装置
１０は、干渉光学系１００、観察光学系２００、表示手段
７５、操作入力手段
７４、制御部
７０、を備える
（甲２イ）
「【００７６】
　上記のようにして、
撮影が完了すると、制御部７０は、取得した断層像をメモリ７２に記憶させる
制御部７０は、モニタ７５上の表示を撮影画面から確認画面へ変更する
メモリ７２より正面像及び断層像を呼び出す
モニタ７５上に、正面像２０、指標２５、断層像３０、を表示する
　・・・
【００７９】
　ここで、検者は、各スキャンラインでの撮影が良好に完了しているか確認を行う。例えば、検者は、マウス７４ａを操作し、モニタ７５上において、図示無きポインタ（例えば、矢印、十字マーク等）を移動させ、第１断層像３０ａ又は第２断層像３０ｂの断層像を選択する。検者によって、断層像が選択されると、制御部７０は、選択された断層像を囲むようにフレームＦを表示する。この状態で、検者がマウス７４ａを用いてスクロール操作を行うことによって、表示された断層像が他の断層像の表示へと変更される。例えば、第１断層像３０ａに、横方向のスキャンラインでの撮影された断層像の内、中心位置の断層像が表示されていた場合、検者によってスクロール操作が行われると、第１断層像３０ａに表示された断層像が中心位置から上方向又は下方向のスキャンラインの位置で撮影された断層像へ変更される。また、表示される断層像の変更にとともに、断層像の取得位置を示すスキャン表示３１，３２の表示を対応するスキャンライン位置を示す表示へと変更する。
　・・・
【００８１】
　図５は、第１断層像３０ａの断層像を変更後の
確認画面
【００８２】
　
検者によって
各スキャンラインでの断層像の確認を行い、良好に撮影が行われていないスキャンラインを確認した場合、そのスキャンラインの位置で再撮影を行うことができる
　・・・
【００８４】
　
検者によって
選択されたスキャンラインが再撮影の候補として設定される
再撮影スイッチ３４が選択されると、候補として設定された全ての断層像に対応する位置での、再撮影を行うようにする
（甲２ウ）図５
                                                
（２）甲２に記載された技術事項
　上記（１）の記載及び図面から、甲２には、次の発明又は技術事項（以下、「甲２発明」又は「甲２（引６）の技術事項」という。）が記載されていると認められる。
「　干渉光学系１００、観察光学系２００、表示手段７５、操作入力手段７４、制御部７０、を備える眼科撮影装置１０であって、
　撮影が完了すると、制御部７０は、取得した断層像をメモリ７２に記憶させ、制御部７０は、モニタ７５上の表示を撮影画面から確認画面へ変更し、メモリ７２より正面像及び断層像を呼び出し、モニタ７５上に、正面像２０、指標２５、断層像３０、を表示し、
　確認画面において、検者によって、各スキャンラインでの断層像の確認を行い、良好に撮影が行われていないスキャンラインを確認した場合、検者によって選択されたスキャンラインが再撮影の候補として設定され、再撮影スイッチ３４が選択されると、候補として設定された全ての断層像に対応する位置での、再撮影を行うようにする、眼科撮影装置１０。」
３　甲３（引用文献７）について
（１）甲３の記載
　甲３には、以下の事項が記載されている。
（甲３ア）
「【０００９】
（第１の実施形態）
　本実施形態に係る
眼科システム
は、複数の断層画像をそれぞれ連続的に表示する際、該複数の断層画像の表示枚数に基づいて断層画像の表示時間を変更することができる
【００１０】
　ここで、表示枚数は、例えば、２次元断層画像の取得枚数であり、３次元断層画像を取得する場合には、測定光を被検眼の眼底上で走査する走査部の副走査線数である。これにより、取得した後直ちに取得した断層画像全てを確認することができる。また、表示枚数は、取得した断層画像全てを確認する必要はなく、取得した断層画像のうち中央部分の注目部位の断層画像を自動的に選択した選択枚数でも良い。また、表示枚数は、被検眼の固視微動が生じた場合の位置ずれのある断層画像を自動的に選択した選択枚数でもよい。また、表示枚数は、被検眼の瞬きや被検眼の前眼部の白内障により測定光が遮られた場合の暗い断層画像を自動的に選択した選択枚数でもよい。このように、暗い断層画像や位置ずれのある断層画像等を、写損がある断像画像と判断し、該判断された断層画像を選択する。写損がある断層画像の表示時間を長く（あるいは表示速度を小さく）することにより、検者が断層画像に写損があるか否かを確認する確認効率を向上させることができる。ここで、
自動的に
画像評価指標の値が所定値よりも低い断層画像を位置ずれした断層画像として選択する
再度、
断層画像を取得し直す
（甲３イ）
「【００１９】
　（断層画像の取得フロー）
　本実施形態に係る眼科システムの各構成が実行する工程について、図３を用いて説明する。まず、ステップ１００１において、断層画像の取得を開始する。パソコン９２５により断層画像を取得するためのプログラムが実行されてモニタ９２８に初期画面を表示させる。また、ＸＹスキャナ１３４を動作させ、自動的にステップ１００２に進む。次に、ステップ１００２において、モニタ９２８に患者情報入力画面を表示し、検者は患者選択あるいは初診であれば患者情報入力を行う。検者による操作（患者情報入力画面に表示したＯＫボタンをマウスにてクリックするなど）によってステップ１００３に進む。
【００２０】
　また、ステップ１００３において、モニタ９２８に検査パラメータ選択画面を表示し、検者は検査パラメータとして被検眼の左右、断層撮像をどの範囲で行うか、断層画像を何回撮像するか、Ｂスキャン画像に含まれるＡスキャン画像の数などを設定する。なお、断層画像撮像に関わる設定をスキャンパターンと呼ぶ。そして、検者による操作（検査パラメータ選択画面に表示したＯＫボタンをマウスにてクリックするなど）によってステップ１００４に進む。また、ステップ１００４において、初期アライメント位置へ光学ヘッド９００を移動する。被検眼の左右に応じて測定開始位置に光学ヘッド９００を移動し、前眼観察用ＣＣＤ１７１によって被検眼１０７の前眼部の画像を取得する。図２（ａ）中ＸＹ方向に関し、画像中心位置に初期調整目標位置となる瞳孔の中心が一致するように前記制御部が光学ヘッド９００を移動する。Ｚ方向に関しては前眼部に投影した輝点の大きさが最小になるようにＺ方向を調整し、自動的にステップ１００５に進む。また、ステップ１００５において、眼底画像と断層画像のプレビューをモニタ９２８上に表示する。それと同時にこのステップでミラー１３２−４の移動による参考光路の光路長調整、レンズ１３５−３による眼底画像の焦点合わせ、レンズ１３５−５による断層画像の焦点合わせを自動で行う。ステップ１００６において、検者からの断層画像の取得を開始するための信号の入力があるか否かを判断する。該信号の入力がある場合にはステップ１００７に進む。該信号の入力がない場合には、ステップ１０１２に進み、自動的に行われた各調整に対してさらに良好な調整とするため、手動により調整の指示を行うことができる。手動による調整の後、再度、断層画像の取得を開始するための信号の入力を待機する。また、ステップ１００７において、ステップ１００３で
設定されたスキャンパターンにより断層画像を取得する
取得された断層画像に写損があるか否かを検者が判断するために、取得画像確認画面２０００
に取得した断層画像を表示する
【００２１】
　また、ステップ１００９において、断層画像に写損があるか否かに関する信号の入力を待機する。検者が断層画像に写損が無いと判断した場合には、画面上のＯＫボタン２２１４をマウス等のクリック操作を行い、ステップ１０１０に進む。また、
検者が断層画像に写損があると判断した場合には、画面上のＮＧボタン２２１３が
クリック操作を行い
（甲３ウ）
「【００２７】
　（画質の高い断層画像）
　画質が高い断層画像そのもの、およびその近傍の断層画像をより長く表示する。検者は、それらの断層画像に注目できるため、層分離などの撮像状態がより詳細にチェックできる。画質の評価指標としては、ＯＣＴ画像評価指標の一つであり、画像のヒストグラム中の診断に有効な画素の割合を示す
Ｑインデックス
（甲３エ）図１
（甲３オ）図３
   
（２）甲３に記載された技術事項
　上記（１）の記載及び図面から、甲３には、次の技術事項（以下「甲３（引７）の技術事項」という。）が記載されていると認められる。
「　複数の断層画像をそれぞれ連続的に表示する際、該複数の断層画像の表示枚数に基づいて断層画像の表示時間を変更することができる眼科システムであって、
　設定されたスキャンパターンにより断層画像を取得し、
　取得された断層画像から、画像評価指標（Ｑインデックス）の値が所定値よりも低い断層画像を位置ずれした断層画像として自動的に選択し、
　選択された断層画像に写損があるか否かを検者が判断するために、取得画像確認画面２０００に選択した断層画像を表示し、
　検者が断層画像に写損があると判断した場合には、画面上のＮＧボタン２２１３に対しクリック操作を行い、再度、断層画像を取得し直す、眼科システム。」
４　甲４について
（１）甲４の記載
　甲４号には、以下の事項が記載されている。
（甲４ア）
「[0024]  In Functional OCT, differences between data collected at the same location at different times are used to analyze motion or flow. An en face vasculature image is an image displaying motion contrast signal in which the data dimension corresponding to depth is displayed as a single representative value, typically by summing or integrating an isolated portion of the data. For generating the enface images described herein, each B-scan in the given data volume consists of 300 A-scans, each cluster scan consists of four B-scans, for a total of eighty different cluster scans. Hence, the number of A-scans in a given unit data volume are 300×80×4. After processing the data to highlight motion contrast using any one of the known motion contrast techniques, a range of 25-30 pixels corresponding to 50-60 microns of tissue depth from the surface of internal limiting membrane (ILM) in retina, are summed to generate an en face image of the vasculature. Each B-scan takes approximately 12 ms to acquire (including fly-back time) so the time between B-scans is approximately 12 ms which is on the order of interest for retinal vasculature dynamics. For the enface image shown in FIG. 2, three volumes of data were collected with some overlapping area in the retina. The enface images obtained from the three volumes were montaged or combined to create a larger field of view enface image.」
「［００２４］　機能的ＯＣＴでは、同じ場所で異なる時間に収集されたデータ間の差を利用して、モーション（動き）または流れを解析する。アンファス血管画像は、モーションコントラスト信号を表示する画像であり、深さに対応するデータ寸法は、典型的にはデータの孤立した部分を加算または積分することによって、単一の代表値として表示される。本明細書に記載のｅｎ　ｆａｃｅ（正面）画像を生成するために、所定のデータボリューム内の各Ｂスキャンは３００回のＡスキャンからなり、各クラスタスキャンは４回のＢスキャンからなり、合計８０回の異なるクラスタスキャンである。従って、所定の単位データボリュームにおけるＡスキャンの数は、３００×８０×４である。
公知のモーションコントラスト技術のいずれか１つを用いてモーションコントラストを強調するためにデータを処理した後、網膜内の内部限界膜（ＩＬＭ）の表面から５０〜６０ミクロンの組織深さに相当する２５〜３０画素の範囲を合計して、血管のアンファス（正面）画像を生成する
（２）甲４に記載された技術事項
　上記（１）の記載から、甲４には、次の技術事項（以下「甲４の技術事項」という。）が記載されていると認められる。
「　公知のモーションコントラスト技術のいずれか１つを用いてモーションコントラストを強調するためにデータを処理した後、網膜内の内部限界膜（ＩＬＭ）の表面から５０〜６０ミクロンの組織深さに相当する２５〜３０画素の範囲を合計して、血管のアンファス（正面）画像を生成すること。」
５　甲５について
（１）甲５の記載
　甲５には、以下の事項が記載されている。
（甲５ア）
「[0016] For generating the enface images described herein, each B-scan in the given data volume consists of 300 A-scans, each cluster scan consists of four B-scans, for a total of eighty different cluster scans. Hence, the number of A-scans in a given unit data volume are 300×80×4. After processing the data to highlight motion contrast using a particular motion contrast technique as described herein, a range of 25-30 pixels corresponding to 50-60 microns of tissue depth from the surface of internal limiting membrane (ILM) in retina, are summed to generate an en face image of the vasculature. Each B-scan takes approximately 12 ms to acquire (including fly-back time) so the time between B-scans is approximately 12 ms which is on the order of interest for retinal vasculature dynamics. This data set is illustrative in nature and one skilled in the art will appreciate that any type of OCT data in which OCT measurements are collected at the same or approximately the same location over relevant timescales for the motion being investigated could be used in the present invention.」
「［００１６］　本明細書に記載のｅｎ　ｆａｃｅ（正面）画像を生成するために、所定のデータボリューム内の各Ｂスキャンは３００回のＡスキャンからなり、各クラスタスキャンは４回のＢスキャンからなり、合計８０回の異なるクラスタスキャンである。従って、所定の単位データボリュームにおけるＡスキャンの数は、３００×８０×４である。本明細書に記載されるような
特定のモーションコントラスト技術を使用してモーションコントラストを強調するためにデータを処理した後、網膜内の内部限界膜（ＩＬＭ）の表面から５０〜６０ミクロンの組織深さに相当する２５〜３０画素の範囲を合計して、血管のアンファス（正面）画像を生成する
（２）甲５に記載された技術事項
　上記（１）の記載から、甲５には、次の技術事項（以下「甲５の技術事項」という。）が記載されていると認められる。
「　特定のモーションコントラスト技術を使用してモーションコントラストを強調するためにデータを処理した後、網膜内の内部限界膜（ＩＬＭ）の表面から５０〜６０ミクロンの組織深さに相当する２５〜３０画素の範囲を合計して、血管のアンファス（正面）画像を生成すること。」
６　甲６について
（１）甲６の記載
　甲６には、以下の事項が記載されている。
（甲６ア）
「【００６８】
（６）光断層画像の積分２値化
　
画像処理装置は、積分２値化手段を有し、
【００６９】
　このステップは次のとおりである。図５（ａ）、（ｂ）は、Ａスキャン方向（ｘ方向）とＢスキャン方向（ｙ方向）で示される２次元光断層画像及びその画像強度グラフを示し、積分値の２値化のステップは、次のとおりである。
積分２値化手段は、
層領域取り出し手段で摘出した所定の層領域の光断層画像データについて、Ｂ−Ｃスキャン方向（ｙ、ｚ座標）の複数の位置のそれぞれについて、深さ方向（Ａスキャン方向、ｘ方向）に、画像強度を積分する
【００７０】
　
この積分された画像強度は、被計測物体１７の表面を観察すると、ｙ−ｚ座標において、
強度分布の画像（「影絵」
）として表示される
【００７１】
　次に積分２値化手段は、図５（ｄ）に示すような影絵の強度のヒストグラム、即ち、画像全体で同じ濃度値を持つ画素数を求め、横軸に濃度値を縦軸にピクセル数でグラフ化した濃度値ヒストグラムを取る。そして、平均値からかけ離れた画素（高い濃度及び低い濃度部分）（たとえば平均値±分散値より外側など）はノイズとみなし除去する。その後、このヒストグラムで閾値を設定し、２値化すると図６（ａ）に示すような２値化画像（データ）が得られる。」
（２）甲６に記載された技術事項
　上記（１）の記載から、甲６には、次の技術事項（以下「甲６の技術事項」という。）が記載されていると認められる。
「　画像処理装置は、積分２値化手段を有し、積分２値化手段は、層領域取り出し手段で摘出した所定の層領域の光断層画像データについて、Ｂ−Ｃスキャン方向（ｙ、ｚ座標）の複数の位置のそれぞれについて、深さ方向（Ａスキャン方向、ｘ方向）に、画像強度を積分し、この積分された画像強度は、被計測物体１７の表面を観察すると、ｙ−ｚ座標において、強度分布の画像（「影絵」）として表示されること。」
７　甲７について
（１）甲７の記載
　甲７には、以下の事項が記載されている。
（甲７ア）
「 [0031] ・・・The 3-D data is also used to generate conventional OCT cross-sectional images 185C. The 3-D data can also be subjected to a partial segmentation process (block 250) in order to outline and quantify fluid-filled spaces and other retinal features. This segmented data can also be used (block 260), to generate ocular maps, such as edema maps and thickness maps that can be used for diagnosis and treatment. The partial segmentation can also be used to generate a partial fundus image. The partial fundus image is generated the same way as the full fundus image from the 3-D data however, the depth location and range around that depth is limited and selected through the segmentation process. As discussed below, a partial fundus image can be created to highlight certain features or landmarks in the eye. Note that a full segmentation process would be one that identifies many (or all) retinal layers and/or structures. A partial fundus image requires finding only one surface, either a specific retinal layer, like the retinal pigment epithelium, or a more general description of retinal tilt and curvature such as the locus of the centroids of each a-scan.」
「［００３１］　・・・３−Ｄデータは、従来の
ＯＣＴ断面画像１８５Ｃを生成するためにも使用される
３−Ｄデータは
流体で満たされた空間や他の網膜特徴の輪郭を描き、定量化するために、部分的セグメンテーションプロセス
を受けることができる
（２）甲７に記載された技術事項
　上記（１）の記載から、甲７には、次の技術事項（以下「甲７の技術事項」という。）が記載されていると認められる。
「　ＯＣＴ断面画像１８５Ｃを生成するためにも使用される３−Ｄデータは、流体で満たされた空間や他の網膜特徴の輪郭を描き、定量化するために、部分的セグメンテーションプロセスを受けることができること。」
８　甲８について
（１）甲８の記載
　甲８には、以下の事項が記載されている。
（甲８ア）
「Detection of Measurement Volumes
[0132] Based on the 3D volumetric data set 102 from the above scanning protocol 100, SSADA algorithm 303 is performed on raw interference spectrum 302 and both reflectance intensity images 304 and decorrelation (flow) images 306 can be obtained simultaneously. If necessary, the image distortion due to the saccadic motion artifacts can be reduced by performing 3D registration 307 [Kraus et al., Biomed. Opt. Express 3:1182-1199 (2012)]. When registered B-scan reflectance 308 and registered B-scan flow 310 are processed, at 311, the anatomical landmarks are identified on B-scan reflectance 308 and used for the segmentation of B-scan flow 310. At 313, maximum projection algorithm [Jia et al., Opt. Express 20:4710-4725 (2012)] is applied on both reflectance 308 and segmented flow 312 image. The projection algorithm finds the maximum reflectance and decorrelation value for each transverse position, representing the highest reflectance and fastest flowing vessel lumen respectively. Next, at 317, the landmarks on en face reflectance 314 are identified and used to mask en face segmented flow image 316. Then segmented en face flow image 318 is obtained and used for calculation of flow index 320 and vessel density 322.」
「測定量の検出
［０１３２］　上記の
走査プロトコル１００からの３Ｄボリューメトリックデータセット１０２に基づいて、ＳＳＡＤＡアルゴリズム３０３を生の干渉スペクトル３０２に対して実行され、反射強度画像３０４および非相関（流れ）画像３０６の両方を同時に得ることができる
３Ｄ位置合わせ３０７
を実行する
位置合わされたＢスキャン反射３０８および位置合わされたＢスキャンフロー３１０が処理されると、
解剖学的ランドマークがＢスキャン反射３０８上で識別され、Ｂスキャンフロー３１０のセグメンテーションのために使用される
最大投影アルゴリズム
は、反射率３０８およびセグメント化されたフロー３１２画像の両方に適用される
次に、
ｅｎ　ｆａｃｅ（正面）反射３１４上のランドマークを識別し、ｅｎ　ｆａｃｅ（正面）のセグメント化されたフロー画像３１６をマスクする
次に、セグメント化されたｅｎ　ｆａｃｅ（正面）フロー画像３１８が得られ、フローインデックス３２０および血管密度３２２の計算に使用される
（２）甲８に記載された技術事項
　上記（１）の記載から、甲８には、次の技術事項（以下「甲８の技術事項」という。）が記載されていると認められる。
「　走査プロトコル１００からの３Ｄボリューメトリックデータセット１０２に基づいて、ＳＳＡＤＡアルゴリズム３０３を生の干渉スペクトル３０２に対して実行され、反射強度画像３０４および非相関（流れ）画像３０６の両方を同時に得、３Ｄ位置合わせ３０７を実行し、位置合わされたＢスキャン反射３０８および位置合わされたＢスキャンフロー３１０が処理されると、解剖学的ランドマークがＢスキャン反射３０８上で識別され、Ｂスキャンフロー３１０のセグメンテーションのために使用され、最大投影アルゴリズムは、反射率３０８およびセグメント化されたフロー３１２画像の両方に適用され、次に、ｅｎ　ｆａｃｅ（正面）反射３１４上のランドマークを識別し、ｅｎ　ｆａｃｅ（正面）のセグメント化されたフロー画像３１６をマスクし、次に、セグメント化されたｅｎ　ｆａｃｅ（正面）フロー画像３１８が得られ、フローインデックス３２０および血管密度３２２の計算に使用されること。」
９　甲９について
（１）甲９の記載
　甲９には、以下の事項が記載されている。
（甲９ア）Ｆｉｇ．　３
「Fig. 3  An -12 deg FOV centered at the fovea. (a) Pseudo-SLO fundus obtained by en-face mean projection of the intensity data set. (b) Colorcoded en-face mean projection of the retinal and choroidal vasculature. (c) Retinal vasculature. (d) Choroidal vasculature.」
「図３　
中心窩を中心とした〜１２度の視野
網膜血管系
脈絡膜の血管系
（２）甲９に記載された技術事項
　上記（１）の記載から、甲９には、次の技術事項（以下「甲９の技術事項」という。）が記載されていると認められる。
「　中心窩を中心とした〜１２度の視野において、網膜血管系と脈絡膜の血管系をそれぞれ図示すること。」
１０　甲１０（引用文献１）について
（１）甲１０の記載
　甲１０には、以下の事項が記載されている。
（甲１０ア）第５１１頁左欄第２２〜４３行
「　OCTA overcomes some of these limitations by using variations in the intensity and/or phase properties of the OCT signal that result from movement of blood over multiple B-scans.15・・・Therefore the SS-OCT system provides an ideal platform for OCTA implementation. The goal of this study is to evaluate the feasibility of noninvasive retinal angiography using a prototype SS-OCT and a combination of phase and intensity-based motion contrast techniques.」
「　ＯＣＴＡは、
複数のＢスキャン上での血液の動きに起因する
プロトタイプのＳＳ−ＯＣＴと位相および強度ベースのモーションコントラスト技術の組み合わせを用いて、非侵襲的網膜血管造影の実現可能性を評価する
（甲１０イ）第５１１頁左欄第４７行〜第５１２頁左欄第１３行
「PATIENTS AND METHODS
　Data was acquired using a Cirrus (Carl Zeiss Meditec, Dublin, CA) prototype modified with a swept-source laser system with a central wavelength of 1,060 nm and a scan speed of 100,000 A-scans per second. Five healthy subjects with no prior ophthalmologic or medical history were recruited. A total of nine eyes were imaged. The study was approved by the institutional review board of the University of Southern California, and a signed informed consent was obtained from each subject prior to examination. Study participants were instructed to focus on a fixation target. At least three 3 × 3 mm2 scans were taken, centered on the fovea, nasal macula, and far temporal macula. Retinal vasculature was assessed within three horizontal retinal slabs consisting of the inner retina (retinal nerve fiber layer, ganglion cell layer, and superficial inner plexiform layer), middle retina (deep inner plexiform layer, inner nuclear layer, outer plexiform layer, and superficial outer nuclear layer), and outer retina (deep outer nuclear layer to the external limiting membrane). Figure 1 illustrates the scan locations and segmentation scheme. The vasculature within each retinal slab was reconstructed using phase-based and intensity contrast-based algorithms and visualized as separate en face images, as illustrated in Figure 2 (page 512). 
　Post-processed en face OCT angiograms were analyzed using ImageJ (NIH, Bethesda, MD) to quantify the density of retinal microvasculature. This was performed on each en face slab using the “Auto Local Threshold” plug-in of ImageJ (Landini G., v1.5) to delineate retinal vasculature from background noise. Local thresholding was performed using the “mean method” with a radius of 10 and a C value of -10. Vessel density was calculated as a percentage of the sampled area that was occupied by vessels detected by the thresholding parameters. Statistical analysis was performed using the Student’s t test or the Tukey- Kramer test for multiple comparisons. A P value of less than .05 was accepted as significant. The software JMP Pro (version 11; SAS Inc., Cary, NC) was used for all statistical analysis.」
「患者と方法
　
データは、
ウェプトソースレーザーシステムを改造した
プロトタイプを使用して取得した
内側網膜（網膜神経線維層、神経節細胞層、表層内網状層）、中間網膜（深層内網状層、内顆粒層、外網状層、表層外顆粒層）、外側網膜（深層外顆粒層から外部内境界膜まで）からなる３つの水平な網膜スラブ内
各網膜スラブ内の血管を、位相ベース及び強度コントラストベースのアルゴリズムを使用して再構成し、
別々のｅｎ　ｆａｃｅ画像として可視化した
　
処理後のｅｎ　ｆａｃｅ　ＯＣＴアンギオグラムに対してＩｍａｇｅＪ
を用いて解析し、網膜微小血管系の密度を定量化した
（甲１０ウ）第５１２頁左欄第１５行〜右欄第１２行
「　Figure 1 (page 511) shows an example of the regions of the retina that underwent OCTA as well as a sample segmentation scheme of the retina. A total of five healthy participants without any history of ocular disorders (other than refractive error) were imaged in this fashion. Figures 2 and 3 show representative OCT angiograms and the results of the ImageJ thresholding algorithm that was applied for quantification of retinal vessel density within each retinal slab. In no cases were retinal vessels visualized in the deep retinal layers, so only results from the inner and middle retinal layers are discussed below. OCTA of the inner and middle retinal layers showed region-specific vascular patterns that consistently corroborated qualitative findings in histological studies3,18,19 and are discussed in detail below.」
「　図１（５１１頁）は、ＯＣＴＡを受けた網膜の領域の例、及び網膜のサンプルセグメンテーションスキームを示す。眼障害（屈折異常以外）の病歴のない合計５人の健康な参加者を、この様式で撮像した。図２及び３は、代表的なＯＣＴ血管造影図及び各網膜スラブ内の網膜血管密度の定量化に適用されたI m aｇｅＪ閾値化アルゴリズムの結果を示す。深部網膜層に網膜血管が視覚化された症例はなかったので、内側及び中間の網膜層からの結果のみを以下に考察する。網膜内層及び網膜中層のＯＣＴＡは組織学的研究3, 18, 19における定性的所見を一貫して確証する領域特異的血管パターンを示し、以下に詳細に論じる。」
（甲１０エ）Ｆｉｇｕｒｅ　１．
「Figure 1. OCT angiography scan locations and retinal segmentation. (A) Fundus photograph showing the target locations for each OCT angiograph. i = optic nerve head; ii = nasal macula; iii = macula; iv = far temporal macula. (B) OCT B-scan showing the segmentation scheme defining the inner, middle and outer retinal layers. The inner retinal layer extends from the inner limiting membrane to the middle of the inner plexiform layer. The middle retinal layer extends from the middle of the inner plexiform layer to the middle of the outer nuclear layer. The outer retinal layer extends from the middle of the outer nuclear layer to the inner limiting membrane.」
「図１　ＯＣＴ血管造影スキャン位置及び網膜のセグメンテーション。（Ａ）各ＯＣＴ血管造影の対象位置を示す眼底写真。ｉ＝視神経乳頭；ｉｉ＝鼻黄斑；ｉｉｉ＝黄斑；ｉｖ＝遠位黄斑。
（Ｂ）内側、中央及び外側の網膜層を規定するセグメンテーションスキームを示すＯＣＴＢスキャン
（甲１０オ）Ｆｉｇｕｒｅ　２．
「Figure 2. OCT angiogram and vessel density analysis of a 3 x 3 mm2 area centered on the fovea of a healthy subject. En face representation of the retinal vessels in the (A) inner retinal layer and (B) middle retinal layer. (C,D) Contrast enhanced images of the respective retinal regions in (A) and (B). (C) Vessel density analysis of the inner retina showed an average total density of 31.68% ± 1.15%. (D) Vessel density analysis of the middle retina showed an average total density of 30.86% ± 1.20%. The scale bar in (A) shows a distance of 500 μm. This scale applies to (A-D).」
「図２　健常者の中心窩を中心とした３×３mm2の領域のＯＣＴ血管造影図及び血管密度解析。（Ａ）内側網膜層及び（Ｂ）中間網膜層における網膜血管のｅｎ　ｆａｃｅ表現。（Ｃ，Ｄ）（Ａ）及び（Ｂ）におけるそれぞれの網膜領域のコントラスト強調画像。（Ｃ）内側網膜の血管密度解析では、平均総密度は３１．６８％±１．１５％であった。（Ｄ）中間網膜の血管密度解析では、平均総密度は３０．８６％±１．２０％であった。（Ａ）のスケールバーは、５００μｍの距離を示している。このスケールは（Ａ−Ｄ）に適用される。」
（２）甲１０に記載された発明
　上記（甲１０ウ）の「　
処理後のｅｎ　ｆａｃｅ　ＯＣＴアンギオグラムに対してＩｍａｇｅＪ
を用いて解析し、網膜微小血管系の密度を定量化した
　この点を踏まえて上記（１）の記載及び図面を総合すると、甲１０には、次の発明又は技術事項（以下、「引用発明」又は「甲１０の技術事項」という。）が記載されていると認められる。
「　非侵襲的網膜血管造影を評価するシステムであって、
　ＳＳ−ＯＣＴを改造したプロトタイプを使用してＯＣＴＢスキャンデータを取得し、取得したＯＣＴＢスキャンデータに対して、網膜のセグメンテーションスキームにより規定された、内側網膜（網膜神経線維層、神経節細胞層、表層内網状層）、中間網膜（深層内網状層、内顆粒層、外網状層、表層外顆粒層）、外側網膜（深層外顆粒層から外部内境界膜まで）からなる３つの水平な各網膜スラブ内の血管を、複数のＢスキャン上での血液の動きに起因する位相ベース及び強度コントラストベースのモーションコントラストアルゴリズムを使用して再構成し、別々のｅｎ　ｆａｃｅ画像として可視化し、
　処理後のｅｎ　ｆａｃｅ　ＯＣＴアンギオグラムに対してＩｍａｇｅＪを用いて解析し、網膜微小血管系の密度を定量化し、定量化された密度を血管密度解析の結果として表示する、システム。」
１１　引用文献２について
（１）引用文献２の記載
　引用文献２には、以下の事項が記載されている。
（引２ア）
「【００１１】
　本願明細書に記載された方法は、
網膜血管系（または血流）の画像を生成するための、非侵襲性の計算的技法であり、
血管系の解剖学的所在は、典型的に血液の流れに起因する、認識可能な運動対比が存在する所在として規定される。ドップラーＯＣＴ、スペックルまたは強度分散、および位相分解法などの、運動対比を検出するための種々のＯＣＴベースの方法が存在する。
運動対比は、ほぼ同じ所在で少なくとも２つのＯＣＴ測定値を得ることによって求められ、ここで、２つの測定値は、事前に求められた間隔によって、および、アルゴリズムを適用して、複素ＯＣＴ信号の変化か、または、強度もしくは位相などの当該複素ＯＣＴ信号の成分の変化を見ることによって、時間において分離される
（２）引用文献２に記載された技術事項
　上記（１）の記載から、引用文献２には、次の技術事項（以下「引用文献２の技術事項」という。）が記載されていると認められる。
「　網膜血管系（または血流）の画像を生成するための、非侵襲性の計算的技法において、血管系の解剖学的所在は、典型的に血液の流れに起因する、認識可能な運動対比が存在する所在として規定され、ドップラーＯＣＴ、スペックルまたは強度分散、および位相分解法などの、運動対比を検出するための種々のＯＣＴベースの方法が存在し、運動対比は、ほぼ同じ所在で少なくとも２つのＯＣＴ測定値を得ることによって求められ、ここで、２つの測定値は、事前に求められた間隔によって、および、アルゴリズムを適用して、複素ＯＣＴ信号の変化か、または、強度もしくは位相などの当該複素ＯＣＴ信号の成分の変化を見ることによって、時間において分離されること。」
１２　引用文献５について
（１）引用文献５の記載
　引用文献５には、以下の事項が記載されている。
（引５ア）
「【００１０】
　本実施例に係る
眼底撮像装置
【００１１】
　まず、
３００は、
眼底画像１４０２
を撮像可能に構成される眼底画像撮像部
【００１２】
　次に、
１００は、
Ｂスキャン画像１４０１
を撮像するための断層画像撮像部
【００１３】
　また、１２８は、断層画像１４０１を表示するための表示部である。表示部は、装置の出力部（後述の制御部に含めて構成されても良いし、別々に構成されても良い。）を介して接続されている。出力部は、表示部に断層画像１４０１に関する信号を出力する。
【００１４】
　また、
１２５は、眼底画像撮像部３００と断層画像撮像部１００と出力部とをそれぞれ制御するための制御部
【００１５】
　また、８０４は、制御部１２５に上述したそれぞれの構成の制御に関する信号を入力するための信号入力部である。ここで、信号入力部８０４には、図１（ａ）のジョイスティック８０５に設けられる操作スイッチ８０４以外にも、図４（ｂ）の断層画像撮像ボタン１２０３など、制御部１２５に信号を入力可能なものであれば何でも良い。
【００１６】
　このとき、
制御部１２５は、
【００１７】
　ａ）信号入力部８０４から入力された信号（例えば、操作スイッチ８０４への１回目の押下により入力される第１の信号。）により、断層画像（例えば、図５（ａ）の
複数のＢスキャン画像から成る確認用断層画像１３０５
を撮像するように断層画像撮像部１００を制御する
【００１８】
　ｂ）
撮像された断層画像１３０５に関する信号が表示部１２８から出力するように出力部を制御する
【００１９】
　ｃ）断層画像１３０５に関する信号が出力部に出力された場合に、信号入力部８０４から入力された信号（例えば、操作スイッチ８０４への２回目の押下により入力される第２の信号。）により、２次元画像１４０２を撮像するように眼底画像撮像部３００を制御する。
【００２０】
　
これにより、断層画像１３０５を確認してから眼底画像１４０２の撮像に移れる
【００２１】
　
ここで、断層画像１３０５の再撮像（再取得）を選択するための選択入力部１３０４
を備える
制御部１２５は、断層画像１３０５に関する信号が出力部から出力された場合に、選択入力部１３０４から入力された信号により
確認用断層画像１３０５を再び撮像
するように断層画像撮像部１００を制御する
（引５イ）図５
   
（２）引用文献５に記載された技術事項
　上記（１）の記載から、引用文献５には、次の技術事項（以下「引用文献５の技術事項」という。）が記載されていると認められる。
「　眼底画像１４０２を撮像可能に構成される眼底画像撮像部３００と、Ｂスキャン画像１４０１を撮像するための断層画像撮像部１００と、眼底画像撮像部３００と断層画像撮像部１００と出力部とをそれぞれ制御するための制御部１２５とを備える眼底撮像装置であって、
　制御部１２５は、複数のＢスキャン画像から成る確認用断層画像１３０５を撮像するように断層画像撮像部１００を制御し、撮像された断層画像１３０５に関する信号が表示部１２８から出力するように出力部を制御し、これにより、撮像結果表示画面において断層画像１３０５を確認してから眼底画像１４０２の撮像に移れ、ここで、撮像結果表示画面において、断層画像１３０５の再撮像（再取得）を選択するための選択入力部１３０４を備えており、
　制御部１２５は、断層画像１３０５に関する信号が出力部から出力された場合に、選択入力部１３０４から入力された信号により、確認用断層画像１３０５を再び撮像するように断層画像撮像部１００を制御する、眼底撮像装置。」
第７　当審の判断
　令和２年８月７日付けの取消理由通知、及び令和３年２月１７日付けの取消理由（決定の予告）通知に記載した取消理由について、以下、検討する。
１　本件発明１について
（１）対比
　本件発明１と引用発明とを対比する。
ア　引用発明の「ＳＳ−ＯＣＴを改造したプロトタイプを使用してＯＣＴＢスキャンデータを取得し、」「非侵襲的網膜血管造影を評価するシステム」は、本件発明１の「被検体上を走査された測定光と、参照光とに基づいてＯＣＴデバイスによって検出されたＯＣＴ信号を処理するＯＣＴ信号処理装置」に相当する。
イ　引用発明の「３つの水平な各網膜スラブ内の血管を、」「可視化」させる手段と、本件発明１の「同一部位における時間の異なる複数のＯＣＴ信号を処理して得られた３次元モーションコントラストデータの良否を確認するための確認画面を表示手段に表示させる制御手段」とは、「画面を表示手段に表示させる制御手段」の点で共通する。
ウ　引用発明の「取得したＯＣＴＢスキャンデータに対して、網膜のセグメンテーションスキームにより規定された、内側網膜（網膜神経線維層、神経節細胞層、表層内網状層）、中間網膜（深層内網状層、内顆粒層、外網状層、表層外顆粒層）、外側網膜（深層外顆粒層から外部内境界膜まで）からなる３つの水平な各網膜スラブ内の血管を、複数のＢスキャン上での血液の動きに起因する位相ベース及び強度コントラストベースのモーションコントラストアルゴリズムを使用して再構成し、別々のｅｎ　ｆａｃｅ画像として可視化」させることと、本件発明１の「前記制御手段は、」「同一部位における時間の異なる複数のＯＣＴ信号を処理して得られた」「３次元モーションコントラストデータを複数の深さ領域に分離するためのセグメンテーション処理を行い、前記セグメンテーション処理によって前記被検体の一部の深さ領域において抽出された前記３次元モーションコントラストデータである深さ領域データに基づくモーションコントラスト画像を前記確認画面に表示させる」こととは、「前記制御手段は、」「同一部位における時間の異なる複数のＯＣＴ信号を処理して得られた」「３次元モーションコントラストデータを複数の深さ領域に分離するためのセグメンテーション処理を行い、前記セグメンテーション処理によって前記被検体の一部の深さ領域において抽出された前記３次元モーションコントラストデータである深さ領域データに基づくモーションコントラスト画像を前記画面に表示させる」点で共通する。
エ　引用発明の「処理後のｅｎ　ｆａｃｅ　ＯＣＴアンギオグラムに対してＩｍａｇｅＪを用いて解析し、網膜微小血管系の密度を定量化し、定量化された密度を欠陥密度解析の結果として表示する」ことと、本件発明１の「前記確認画面を表示した後に、前記３次元モーションコントラストデータの解析結果を表示するための解析画面を表示可能である」こととは、「前記画面を表示した後に、前記３次元モーションコントラストデータの解析結果を表示するための解析画面を表示可能である」点で共通する。
　よって、本件発明１と引用発明とは、次の点で一致し、次の点で相違する。
（一致点）
「　被検体上を走査された測定光と、参照光とに基づいてＯＣＴデバイスによって検出されたＯＣＴ信号を処理するＯＣＴ信号処理装置であって、
　画面を表示手段に表示させる制御手段を備え、
　前記制御手段は、
　同一部位における時間の異なる複数のＯＣＴ信号を処理して得られた３次元モーションコントラストデータを複数の深さ領域に分離するためのセグメンテーション処理を行い、前記セグメンテーション処理によって前記被検体の一部の深さ領域において抽出された前記３次元モーションコントラストデータである深さ領域データに基づくモーションコントラスト画像を前記画面に表示させ、
　前記画面を表示した後に、前記３次元モーションコントラストデータの解析結果を表示するための解析画面を表示可能である、ＯＣＴ信号処理装置。」
（相違点）
　被検体の一部の深さ領域において抽出された３次元モーションコントラストデータである深さ領域データに基づくモーションコントラスト画像を表示させる画面が、本件発明１では、「３次元モーションコントラストデータの良否を確認するための確認画面」であり、「前記３次元モーションコントラストデータの基礎となる前記複数のＯＣＴ信号を前記ＯＣＴデバイスにより再取得するための検者からの操作信号を受け付けるボタンを前記確認画面上に表示し、前記確認画面」を表示した後に解析画面を表示可能であるのに対し、引用発明では、「３つの水平な各網膜スラブ内の血管を、」「別々のｅｎ　ｆａｃｅ画像として可視化」させる画面であり、この画面にＯＣＴ信号の再取得ボタンを表示させていない点。
（２）判断
ア　令和３年２月１７日付けの取消理由（決定の予告）で用いた甲１（引３）の適用について
　甲１（引３）の技術事項には、「ＯＣＴ血管造影データが取得された後、各Ａスキャン測定に対応するサブスペクトルのより小さい部分のみを使用することによって、アンファス血管系画像を表示させ、この段階で、操作者はこのアンファス血管系画像（低軸解像度ＯＣＴ血管造影画像）を視覚的に検査して、スキャンが許容可能な品質であり、許容できない動きアーチファクトがあるかどうかを判定する」ことが開示されている。
　しかしながら、甲１（引３）の技術事項では、再取得の判定に用いる画像は、アンファス血管系画像（低軸解像度ＯＣＴ血管造影画像）であって、一部の深さ領域のアンファス血管系画像ではないから、引用発明において、甲１（引３）の技術事項を適用しても、再取得の判定に用いる画像が、「別々のｅｎ　ｆａｃｅ画像」（一部の深さ領域のアンファス血管系画像）にはならない。
　よって、引用発明において、甲１（引３）の技術事項を適用して上記相違点に係る本件発明１の構成とすることは、当業者が容易に想到し得ることではない。
イ　令和２年８月７日付けの取消理由で用いた甲２（引６）、引用文献５の適用について
　甲２（引６）、引用文献５の技術事項によれば、ＯＣＴ信号処理装置において、Ｂスキャン信号から生成した断層画像を表示する確認画面に、表示された前記断層画像のＢスキャン信号を再取得するための検者からの操作信号を受け付けるボタンを表示することは、周知技術であるといえる。
　しかしながら、当該周知技術では、確認画面に表示される再取得の判定に用いる画像は、Ｂスキャン信号から生成した断層画像であって、一部の深さ領域のアンファス血管系画像ではないから、引用発明において、当該周知技術を適用しても、再取得の判定に用いる画像が、「別々のｅｎ　ｆａｃｅ画像」（一部の深さ領域のアンファス血管系画像）にはならない。
　よって、引用発明において、当該周知技術を適用して上記相違点に係る本件発明１の構成とすることは、当業者が容易に想到し得ることではない。
ウ　その余（甲３〜甲９、引２）の技術事項について
　その余（甲３〜甲９、引２）の技術事項のいずれにおいても、上記相違点に係る本件発明１の構成、とりわけ、「被検体の一部の深さ領域において抽出された３次元モーションコントラストデータである深さ領域データに基づくモーションコントラスト画像」（一部の深さ領域のアンファス血管系画像）を「３次元モーションコントラストデータの良否を確認するため」に用いる点について記載も示唆もない。また、この点が周知技術であるという証拠も見当たらない。
エ　上記ア〜ウから、上記相違点に係る本件発明１の構成とすることは、引用発明及び甲２〜甲９、引２、引５の技術事項に基づいて当業者が容易に想到し得ることとはいえない。
オ　そして、本件特許明細書の【０１０２】に記載の「網膜全層のＭＣ画像しか確認できない場合に比べ、特定の深さ領域が上手く撮影できているかを容易に確認することができる」という本件発明１が奏する作用・効果は、引用発明及び甲２〜甲９、引２、引５の技術事項から当業者が予測し得ることとはいえない。
カ　申立人の意見について
（ア）令和３年６月９日に提出された意見書において申立人は、次のとおり主張する。
　上記相違点に係る本件発明１の構成について、「ここで、取得したデータに基づく画像を表示して、取得したデータの良否を確認することは、引用文献３（［００３１］、［００３２］）、引用文献５（図５ａ）、［００２０］、［００７０］」、引用文献６（図５、［００８１］）などにも記載のとおり、画像診断装置の技術分野において当然のことであるから、引用文献１に記載の、一部の深さ領域において抽出された３次元モーションコントラストデータに基づいて生成された画像である、「３つの水平な各網膜スラブ血管を、」「別々のｅｎ　ｆａｃｅ画像として可視化」させた画像（引用文献１の図２）は、３次元モーションコントラストデータの良否を確認できる画像であることは自明であり、・・・
　そうすると、引用文献１において、再撮影のための手間を軽減することを目的として、同文献に記載の「３つの水平な各網膜スラブ血管を、」「別々のｅｎ　ｆａｃｅ画像として可視化」させた画像が表示された画面で、３次元モーションコントラストデータの良否を確認し、許容できない動きアーティファクトなどがある場合に、引用文献５、６などに記載された眼科ＯＣＴ撮影装置において周知な技術的事項である、取得したデータ（３次元ＯＣＴデータ）の良否を確認するための確認画面に表示された、複数のＯＣＴ信号をＯＣＴデバイスにより再取得するための検者からの操作信号を受け付けるボタンを、引用文献１に組み合わせて、本件訂正発明１に想到することは、当業者が容易になし得た程度のことである。」（第４頁８行〜第５頁２１行）
（イ）上記主張について検討する。
　申立人の上記主張は、当審が令和２年８月７日付けの取消理由通知において特許権者に通知した取消理由と同様の趣旨である。
　しかしながら、上記イで説示したとおり、甲２（引６）、引用文献５の技術事項によれば、ＯＣＴ信号処理装置において、Ｂスキャン信号から生成した断層画像を表示する確認画面に、表示された前記断層画像のＢスキャン信号を再取得するための検者からの操作信号を受け付けるボタンを表示することは、周知技術であるといえるが、当該周知技術では、確認画面に表示される再取得の判定に用いる画像は、Ｂスキャン信号から生成した断層画像であって、一部の深さ領域のアンファス血管系画像ではないから、引用発明において、当該周知技術を適用しても、再取得の判定に用いる画像が、「別々のｅｎ　ｆａｃｅ画像」（一部の深さ領域のアンファス血管系画像）にはならない。
　また、申立人の主張どおりに「取得したデータに基づく画像を表示して、取得したデータの良否を確認することは・・・画像診断装置の技術分野において当然のことである」との仮定を前提に、引用発明において、３次元モーションコントラストデータの良否を確認する場合を考えてみると、３次元モーションコントラストデータの良否を確認できる画像は、セグメンテーション処理後の一部の深さ領域のモーションコントラスト画像（「別々のｅｎ　ｆａｃｅ画像」）でなく、セグメンテーション処理前の深さ全領域の３次元モーションコントラスト画像（全層のｅｎ　ｆａｃｅ画像）であることが自然である。
　よって、申立人の上記意見は採用できない。
（３）小括
　したがって、本件発明１は、当業者であっても、引用発明及び甲２〜甲９、引２、引５の技術事項に基づいて容易に発明をすることができたものとはいえない。
２　本件発明２及び３について
　本件発明２及び３は、本件発明１を減縮した発明であり、上記相違点に係る本件発明１の構成を備えるものであるから、本件発明１と同じ理由により、当業者であっても、引用発明及び甲２〜甲９、引２、引５の技術事項に基づいて容易に発明をすることができたものとはいえない。
３　本件発明４について
　引用発明４は、本件発明１に対応するＯＣＴ信号処理プログラムの発明であり、上記相違点に係る本件発明１の構成に対応する構成を備えるものであるから、本件発明１と同じ理由により、当業者であっても、引用発明及び甲２〜甲９、引２、引５の技術事項に基づいて容易に発明をすることができたものとはいえない。
４　本件発明５について
　本件発明５は、本件発明１に対応するＯＣＴ装置の発明であり、上記相違点に係る本件発明１の構成を備えるものであるから、本件発明１と同じ理由により、当業者であっても、引用発明及び甲２〜甲９、引２、引５の技術事項に基づいて容易に発明をすることができたものとはいえない。
第８　令和２年８月７日付けの取消理由、令和３年２月１７日付けの取消理由（決定の予告）において採用しなかった特許異議申立理由について
１　申立て理由１（特許法第２９条第２項）について
　申立人は、本件発明１〜５は、甲１発明及び甲２〜甲１０の技術事項に基づいて当業者が容易に発明をすることができたもの、と主張する。
　しかしながら、上記第７で検討したとおり、甲１〜甲１０のいずれにおいても、上記相違点に係る本件発明１の構成、とりわけ、「被検体の一部の深さ領域において抽出された３次元モーションコントラストデータである深さ領域データに基づくモーションコントラスト画像」（一部の深さ領域のアンファス血管系画像）を「３次元モーションコントラストデータの良否を確認するため」に用いる点について記載も示唆もないことから、本件発明１〜５は、甲１発明及び甲２〜甲１０の技術事項に基づいて当業者が容易に発明をすることができたものとはいえない。
　よって、申立人の上記申立て理由１は採用できない。
２　申立て理由２（特許法第２９条第２項）について
　申立人は、本件発明１〜５は、甲２発明及び甲１、甲３〜甲５、甲８〜甲１０の技術事項に基づいて当業者が容易に発明をすることができたもの、と主張する。
　しかしながら、上記第７で検討したとおり、甲１〜甲５、甲８〜甲１０のいずれにおいても、上記相違点に係る本件発明１の構成、とりわけ、「被検体の一部の深さ領域において抽出された３次元モーションコントラストデータである深さ領域データに基づくモーションコントラスト画像」（一部の深さ領域のアンファス血管系画像）を「３次元モーションコントラストデータの良否を確認するため」に用いる点について記載も示唆もないことから、本件発明１〜５は、甲２発明及び甲１、甲３〜甲５、甲８〜甲１０の技術事項に基づいて当業者が容易に発明をすることができたものとはいえない。
　よって、申立人の上記申立て理由２は採用できない。
３　申立て理由３（特許法第３６条第６項第２号）について
（１）申立人は、本件発明１〜５の「前記３次元モーションコントラストデータの基礎となる前記複数のＯＣＴ信号を前記ＯＣＴデバイスにより再取得するための検者からの操作信号を受け付けるボタン」には、再取得を開始する検者からの操作信号を受け付けるボタン以外に、どのようなものを含むのか不明であり、本件発明１〜５は不明確である、と主張する。
　上記主張について検討する。
　本件発明１〜５で特定される「検者からの操作信号を受け付けるボタン」は、「前記３次元モーションコントラストデータの基礎となる前記複数のＯＣＴ信号を前記ＯＣＴデバイスにより再取得するための」用途を有するもので、当該特定事項はその記載自体で明確に把握できるものである。そして、上記特定事項は本件特許明細書の段落【００９９】などに記載されているように「再びＯＣＴデバイス１０による被検眼Ｅの撮影眼の撮影を行う」ためのボタンに対応するものである。よって、本件発明１〜５は明確である。
（２）申立人は、本件発明４の「前記３次元モーションコントラストデータを複数の深さ領域に分離するためのセグメンテーション処理を行い、」の「３次元モーションコントラストデータ」は前記されていないため、本件発明４は不明確である、と主張する。
　上記主張について検討する。
　本件発明４は、「前記３次元モーションコントラストデータを複数の深さ領域に分離するためのセグメンテーション処理を行い、同一部位における時間の異なる複数のＯＣＴ信号を処理して得られた３次元モーションコントラストデータのうち、前記セグメンテーション処理によって前記被検体の一部の深さ領域において抽出されたモーションコントラストデータである深さ領域データに基づくモーションコントラスト画像を、前記３次元モーションコントラストデータの良否を確認するための確認画面を表示手段に表示させる表示ステップ」という特定事項を踏まえると、請求人が不明確であると主張する「前記３次元モーションコントラストデータ」は、「３次元モーションコントラストデータ」の明らかな誤記である。よって、本件発明４は明確である。
（３）上記（１）及び（２）から、本件発明１〜５は明確である。
　したがって、申立人の上記申立て理由３は採用できない。
４　申立て理由４（特許法第３６条第６項第１号）について
　申立人は、本件発明１〜５の「前記３次元モーションコントラストデータの基礎となる前記複数のＯＣＴ信号を前記ＯＣＴデバイスにより再取得するための検者からの操作信号を受け付けるボタン」について、本件特許明細書には、具体的には「前記３次元モーションコントラストデータの基礎となる前記複数のＯＣＴ信号を前記ＯＣＴデバイスにより再取得を開始する検者からの操作信号を受け付けるボタン」のみが記載されており、それ以外のボタンに関する記載はない。よって、本件発明１〜５は、発明の詳細な説明に記載したものでない、と主張する。
　上記主張について検討する。
　上記３（１）で述べたとおり、本件発明１〜５で特定される「検者からの操作信号を受け付けるボタン」は、「前記３次元モーションコントラストデータの基礎となる前記複数のＯＣＴ信号を前記ＯＣＴデバイスにより再取得するための」用途を有するもので、当該特定事項はその記載自体で明確に把握できるものである。そして、上記特定事項は本件特許明細書の段落【００９９】などに記載されているように「再びＯＣＴデバイス１０による被検眼Ｅの撮影眼の撮影を行う」ためのボタンに対応するものである。よって、本件発明１〜５は発明の詳細な説明に記載したものである。
　したがって、申立人の上記申立て理由４は採用できない。
第９　むすび
　以上のとおりであるから、令和２年８月７日付けの取消理由通知、及び令和３年２月１７日付けの取消理由（決定の予告）通知に記載した取消理由、並びに特許異議申立書に記載した特許異議申立理由によっては、本件請求項１〜５に係る特許を取り消すことはできない。
　また、他に本件請求項１〜５に係る特許を取り消すべき理由を発見しない。
　よって、結論のとおり決定する。
【異議決定日】
令和３年９月１３日（２０２１．９．１３）
【訂正の要旨】
審決（決定）の【理由】欄参照。
（５７）【特許請求の範囲】
　【請求項１】
　被検体上を走査された測定光と、参照光とに基づいてＯＣＴデバイスによって検出されたＯＣＴ信号を処理するＯＣＴ信号処理装置であって、
　同一部位における時間の異なる複数のＯＣＴ信号を処理して得られた３次元モーションコントラストデータの良否を確認するための確認画面を表示手段に表示させる制御手段を備え、
　前記制御手段は、
　前記３次元モーションコントラストデータを複数の深さ領域に分離するためのセグメンテーション処理を行い、前記セグメンテーション処理によって前記被検体の一部の深さ領域において抽出された前記３次元モーションコントラストデータである深さ領域データに基づくモーションコントラスト画像を前記確認画面に表示させると共に、
　前記３次元モーションコントラストデータの基礎となる前記複数のＯＣＴ信号を前記ＯＣＴデバイスにより再取得するための検者からの操作信号を受け付けるボタンを前記確認画面上に表示
し、
　
前記確認画面を表示した後に、前記３次元モーションコントラストデータの解析結果を表示するための解析画面を表示可能である
　【請求項２】
　前記制御手段は、深さの異なる複数の深さ領域においてそれぞれ抽出された深さ領域データ毎に生成された複数のモーションコントラスト画像を前記確認画面に切り替え可能に表示させる
と共に、前記確認画面に表示させる前記モーションコントラスト画像の深さ領域を指定するインターフェースである切替部を前記確認画面に表示する
　【請求項３】
　前記制御手段は、前記３次元モーションコントラストデータを評価するための指標を前記確認画面に表示させることを特徴とする請求項１または２のＯＣＴ信号処理装置。
　【請求項４】
　被検体上を走査された測定光と、参照光とに基づいてＯＣＴデバイスによって検出されたＯＣＴ信号を処理するＯＣＴ信号処理装置において用いられるＯＣＴ信号処理プログラムであって、
　前記ＯＣＴ信号処理装置のプロセッサによって実行されることで、
　前記３次元モーションコントラストデータを複数の深さ領域に分離するためのセグメンテーション処理を行い、同一部位における時間の異なる複数のＯＣＴ信号を処理して得られた３次元モーションコントラストデータのうち、前記セグメンテーション処理によって前記被検体の一部の深さ領域において抽出されたモーションコントラストデータである深さ領域データに基づくモーションコントラスト画像を、前記３次元モーションコントラストデータの良否を確認するための確認画面を表示手段に表示させる表示ステップであって、前記３次元モーションコントラストデータの基礎となる前記複数のＯＣＴ信号を前記ＯＣＴデバイスにより再取得するための検者からの操作信号を受け付けるボタンを前記確認画面上に表示
し、前記確認画面を表示した後に、前記３次元モーションコントラストデータの解析結果を表示するための解析画面を表示可能である表示
　【請求項５】
　走査手段によって被検体上を走査された測定光と、参照光とに基づいてＯＣＴ信号を取得するＯＣＴ光学系と、を備えるＯＣＴ装置であって、
　前記ＯＣＴ光学系よって取得された同一部位における時間の異なる複数のＯＣＴ信号を処理して得られた３次元モーションコントラストデータの良否を確認するための確認画面を表示手段に表示させる制御手段を備え、
　前記制御手段は、前記ＯＣＴ光学系による被検体の撮影を開始するためのレリーズ信号を受け付けると、前記走査手段を制御することによって前記複数のＯＣＴ信号を取得し、前記３次元モーションコントラストデータを複数の深さ領域に分離するためのセグメンテーション処理を行い、前記セグメンテーション処理によって前記被検体の一部の深さ領域において抽出された前記３次元モーションコントラストデータである深さ領域データに基づくモーションコントラスト画像
であって、深さの異なる複数の深さ領域における複数のモーションコントラスト画像
並べて
　前記３次元モーションコントラストデータの基礎となる前記複数のＯＣＴ信号を前記ＯＣＴ
光学系
し、
　
前記確認画面を表示した後に、前記３次元モーションコントラストデータの解析結果を表示するための解析画面を表示可能である