【事件の表示】
　特願２００１−５８１０８１「分光光度法により血液酸素添加を非観血的にモニターする装置」拒絶査定不服審判事件〔平成１３年１１月　８日国際公開、ＷＯ０１／８４１０７、平成１５年１０月２８日国内公表、特表２００３−５３２１０７〕について、次のとおり審決する。
【結　論】
　本件審判の請求は、成り立たない。
【理　由】
第１　手続の経緯・本願発明
　本願は、２００１年４月３０日（パリ条約による優先権主張外国庁受理２０００年５月２日　アメリカ合衆国）を国際出願日とする出願であって、平成１８年８月３１日付けで拒絶査定がされ、これに対し、平成１８年１２月１１日に拒絶査定不服審判の請求がされるとともに、同日付けで手続補正がなされたものである。その後、当審において、平成２０年１２月４日付けで拒絶理由が通知され、その応答期間中の平成２１年６月８日付けで手続補正がなされた。
　そして、本願の請求項１〜４１に係る発明は、平成２１年６月８日付け手続補正書の特許請求の範囲の請求項１〜４１に記載された事項により特定されるとおりのものと認められ、その請求項１４に係る発明は以下のとおりである。（下線部は補正箇所を示す。）
「　　【請求項１４】
　対象の皮膚に取り付けた近赤外分光光度検出器を用いて、対象組織内の血液酸素飽和度レベルを決定する装置であって；
　
前記近赤外分光光度検出器は、
　所定の第１強度で対象組織に、オキシヘモグロビン、デオキシヘモグロビン及び対象組織の散乱を識別すべく近赤外領域内で選択される第１波長、第２波長、及び第３波長とを含む光信号を伝送する光源を有し；
　光信号が対象を通して伝わった後に、第１、第２、および第３波長に沿って光信号の第２強度を検知する光検出器を有し；
　
前記光検出器で検出された光強度信号を処理するプロセッサ部分を有し；
てなり、
　前記第１強度および第１、第２、および第３波長の検知された第２強度を用いて、その第１、第２、および第３波長それぞれの光信号の減衰を決定し、
　第１波長と第２波長との間の光信号の減衰差と、第１波長と第３波長との間の光信号の減衰差とを決定し、
　対象組織内の血液とは異なる血液を個別サンプリング又は連続モニタリングすることにより得られる実験的に決定された値を用いて、
対象組織の散乱に基づく、
　第１波長と第２波長との間の減衰差と、第１波長と第３波長との間の減衰差と前記第１較正定数および前記第２較正定数とを用いて、対象組織中の血液酸素飽和度レベルを決定する
　ことを特徴とする分光光度法により血液酸素添加を非観血にモニターする装置。」（以下、「本願発明」という。）
　
　
第２　当審の拒絶理由
　一方、当審において平成２０年１２月４日付けで通知した拒絶理由３の概要は、以下のとおりである。
　
　この出願の下記の請求項に係る発明は、その出願前に日本国内又は外国において、頒布された下記の刊行物に記載された発明又は電気通信回線を通じて公衆に利用可能となった発明に基いて、その出願前にその発明の属する技術の分野における通常の知識を有する者が容易に発明をすることができたものであるから、特許法第２９条第２項の規定により特許を受けることができない。
　
　　　　　　　　　　　　　　　　　記
　　　　　記　　　（引用文献等については引用文献等一覧参照）
　
引用刊行物１．特表平７−５００２５９号公報
引用刊行物２．Paul B.Benni 等, A NOVEL NEAR-INFRARED SPECTROSCOPY(NIRS) SYSTEM FOR MEASURING REGIONAL OXYGEN SATURATION, Proceedings of the IEEE 21st Annual Northeast Bioengineering Conference, p.105-107, 1995/05/22
引用刊行物３．特開２０００−３７３７１号公報
　
　
第３　引用刊行物記載の発明
　本願優先日前に頒布された刊行物である特表平７−５００２５９号公報（以下、「引用例」という。）には、以下の記載がある。
（ア）「
技術分野
　本発明は、概ね、生物的組織、基質、および／あるいは、生体被験者特に人間を検査および／あるいは監視するための生体内分光測光法および装置に係わる。更に具体的には、本発明は、生体内で脊椎動物（例えば、人間）の被験者における酸化性代謝を非侵襲的に監視するという、上記の生体内法と装置の新しい応用分野に関するものである。本発明の特定な優先的実施例は、脳における局所的酸素飽和度を監視するための手段と、医療従事者に分かり易い形態、例えば、百分率による酸素飽和度という形態で数量的な値を提示するための手段とで構成される。」（第３頁右下欄第３〜１１行）
（イ）「図１と２は、本発明の装置と方法を人間の大脳への適用した状態を全体的に概略的に示す。図１と２において、本発明に係わる装置が人間の被験者１０に適用されている。この装置は、導体１６（後に述べるように、電気的もしくは光学的なもの）を介して、様々な形態で値の情報を表示するためのモニタ２２を備えた小型デジタルコンピュータ２０を有する赤外線分光測光器１８から、あるいは、赤外線分光測光器１８と協調して、脳の特定の部位１４へ任意の光スペクトルを選択的に附加し受光するためのセンサ手段１２で構成される。図２に概略的に図示されているように、センサ１２は、広帯域光源２４（例えば、白熱灯）から放射され、狭帯域（単色）フィルタ２６によって波長が選択的に限定された光を附加する。但し、後述の優先的実施例では、任意の光スペクトルを生成するための専用発光ダイオード（ＬＥＤ）が利用されている。コンピュータ２０は、通常、Ａ／Ｄ変換器２８と制御回路３０（コンピュータ２０の拡張スロットに実装されるように構成された回路基板）と不可欠なコンピュータメモリ３２とキーボード３４として提供される操作制御器とで構成される。
　センサ１２は、概して、１９８９年３月２９日に提出され現在出願中の米国特許出願第３２９，９４５号に記載の通りである。第３２９，９４５号の実施例の一つを図３に示す。参照特許出願書に詳細に述べてあるので、本書で再度詳細に説明する必要もなく望ましくもないが、センサ１２’の構成について言及する。図３に示すように、センサ１２’は、通常、発光素子３８と第一光検出器すなわち受光器４０（近地点受光器）、および、光源３８と近地点受光器４０から所定の距離だけ離れた地点に配置される第二光検出器すなわち受光器４２（遠地点受光器）とを収容する容器などの支持体３６で構成される。図４に概要が示され、１９９１年６月６日に提出された米国特許出願第０７／７１１，４５２号に対応する供に出願中の特許出願第ＰＣＴ／ＵＳ／９２
　　　　　
（ウ）「　概して、本発明の基本原理のいくつかは、ヘモグロビンの任意の近赤外光波長への吸光率の既知の値を示す図６を参照することによって認識される。図示のように、酸化ヘモグロビンのスペクトル吸収特性は、波長が約８００ナノメーター（ｎｍ）の時点で交差し反転し合う曲線群で表される。波長が約８００ｎｍ（通常、８１５ｎｍと考えられる）の時、脳の各状態（酸素含有量）で吸光率の値が等しくなる。図示のように、還元（脱酸化）ヘモグロビンの吸光率は、波長が低くなると、相対的に酸素が薄くなることを表す関数に従って除々に上昇する。曲線の最高点では、ヘモグロビンは完全に脱酸化状態となり、最低点では、ヘモグロビンは酸素で完全に飽和する。図示のように、これらの曲線のピークは、約７６０ｎｍの周辺に集中している。また、谷間あるいは沈下点は、約７３０〜７４０ｎｍの辺りにある。従って、周知のごとく、波長を任意に変えて光学的応答を監視することによって、すなわち、等吸光率点の波長よりも低い波長で受光される光の強度と後者（約７６０ｎｍか約７３０〜７４０ｎｍ）の波長で受光される光の強度とを比較し、演算することによって、標本抽出されたヘモグロビン中の酸素含有量を決定しうる。本発明によれば、標本抽出については、傾斜の最も急峻な点を示す波長ではなく、変化が最も緩慢な点を示す波長で実施することが好ましい。従って、第一の標本抽出波長は、約７３５ｎｍの周辺となる。別の波長は、約７６０ｎｍの辺りである。脳の各状態（酸素含有量）で吸光率の値が等しくなる点は、要因の数によって幾分変動する可能性があるので、参照波長を約８０５ｎｍに設定することが好ましい。
　これまで、酸化ヘモグロビンと脱酸化ヘモグロビンの測定に関するＮＩＲ分光測光法に基づいて優先的実施例を説明してきたが、これは、上記の大脳酸素濃度形、すなわち、脳の複合血管系における局所的な酸素飽和度に関する数量的な情報を提示するための装置を説明するための布石である。」（第５頁左下欄第７〜２９行）
（エ）「　上記の優先的実施例から明らかなように、本発明の方法は、散乱性と吸光性とを示す組織の定量的評価を行うための透過モードを備え、部位の限定に空間解像度を利用する拡散性近赤外線分光方法に基づくものである。組織を透過伝搬する光の波長に固有の減衰特性は、発色団、発色団の吸光度と濃度、および光子が組織を透過する距離の関数として表現されるので、基本的な関係は、類推によって説明されベール−ランバートの関係に従って次のように表される。但し、媒体は、均一で非散乱性のものとする。
　
Ｉ（ｗ）＝Ｉ（ｗ）ｏｅ−ａＣｓ　
　　
　ここで、Ｉ（ｗ）は、波長ｗでの透過光の強度を示し、Ｉ（ｗ）ｏは、波長ｗでの入射光の強度を示す。ａは、光吸収性分子（発色団）の質量上の吸光率を示し、Ｃは、検査対象の組織における発色団の含有量を示す。また、ｓは、関心組織における光子の光路長を示す。上記の関係から、近赤外線スペクトルを説明できる。脳の組織には少なくとも三種類の発色団が存在し、各発色団は、異なる吸光率と濃度を示す。この点から上記の関係を修正すると、次のように表現できる。
　
 　　　　　　　　　 　　　　　　Ｎ　　
−ln Ｉ（ｗ）／Ｉ（ｗ）ｏ　＝　Σ　ａ（ｗ，ｊ）Ｃ（ｊ）ｓ　
　　　　　　　　　 　　　　 　ｊ＝１　　
　
　第二の任意の波長で得られた被参照測定値、すなわち、図６に関連づけて説明した脳の各状態でヘモグロビンの吸光率が等しい点の値から任意の検査波長で得られた測定値を減算する。上記の関係は、波長ｗでの吸収特性として引用されるので、第二の波長ｗ’での吸収特性については、第一の波長ｗでの測定値から第二の波長での測定値を減算して求める。これは、次の数式によって表される。
　
−ln Ｉ（ｗ）／Ｉ（ｗ）ｏ　＋　ln Ｉ（ｗ’）／Ｉ（ｗ’）ｏ　
　
　　Ｎ　　
＝　Σ　（ａ［ｗ，ｊ］−ａ［ｗ’，ｊ］）Ｃ（ｊ）ｓ
　 ｊ＝１　　
　
　任意の定義を使用することによって上記の数式を簡素化できる。すなわち、直接に測定した値全部を変数Ｍで定義するのである。吸光率の差異は、周知の通りなので、これをｄと定義すれば、
　
Ｍ（ｗ）＝ −ln Ｉ（ｗ）／Ｉ（ｗ）ｏ ＋ln Ｉ（ｗ’）／Ｉ（ｗ’）ｏ　
　
ｄ（ｗ，ｊ）＝ａ（ｗ，ｊ）−ａ（ｗ’，ｊ）　
　
　第一の波長での吸光率の測定値から減算される第二の波長ｗ’での測定値を表す数式は、更に簡潔に表すと次のようになる。
　
　　　　 　Ｎ　　
Ｍ（ｗ）＝　Σ　ｄ（ｗ，ｊ）Ｃ（ｊ）ｓ
　　　　  ｊ＝１　
　
　Ｍ（Ｎ＋ｌ）を測定してＣ（ｊ）ｓ（酸化ヘモグロビン）とＣ（ｊ）ｓ（脱酸化ヘモグロビン）の式を解答できれば、上記の数式で表される簡潔な関係から、関心変数や発色団の濃度を酸化ヘモグロビンと脱酸化ヘモグロビンとに対して数量化できる。これらの値は、発色団の含有量に比例する。ｓ値は、定数である。脱酸化ヘモグロビンの酸化ヘモグロビンに対する割合を計算することによって、発色団の含有量は上記の数式を相殺する。また、定数であると仮定すると、未知の変数のために測定回数が増えることはない。この仮定には裏付けがある。すなわち、
　
Ｃ（ｊ’）ｓ／Ｃ（ｊ）ｓ　＝　Ｃ（ｊ’）／Ｃ（ｊ）　＝　Ｈｒ
　
　上記の数式において、変数Ｈｒは、脱酸化ヘモグロビンの酸化ヘモグロビンに対する割合である。これを使って、局所的なヘモグロビンの飽和度ｒＳＨｇｂｏ２を解答できる。すなわち、
　
１／（１＋Ｈｒ）＝ Ｈｂｏ２／（Ｈｇｂ ＋ Ｈｂｏ２）＝ｒＳＨｇｂｏ２　
　「局所的なヘモグロビンの飽和度」を表す数式ｒＳＨｇｂｏ２は、研究対象の脳の標本領域（限定部位）におけるヘモグロビン全体に対する酸化ヘモグロビンの割合で表される。上述の通り、この部位には動脈血と静脈血の両方と毛細管の内容物とが存在する。脳血の大部分（７０〜８０％程度）が静脈区画に存在するので、静脈血は動脈血よりずっと重い。
　図１〜６に関連づけて行った解説や考察から、アルゴリズムでコンピュータソフトウェアに上記の関係を実現できることが分かる。ここで再度強調するが、本発明は、記載の優先的実施例および付随の注釈に従って実現されることが好ましい。特に、波長ｗとｗ’の透過光は、任意の波長を交互に適用する繰り返しを多数重ねることによって、短いバースト（パルス）で連続的に附加されることが好ましい。各バースト周期での光の検出は、近地点と遠地点とでに同時に実施され　好ましくは、パルス波長の入射光の発生に一致させる時間同期方式で実施される。これを同期検出復調法という、任意の波長で検出される光のバースト強度は、アナログ値で表現され、後の処理に都合が良いようにデジタル値に変換されることが好まし。図１と２に関連づけて説明したコンピュータ２０は、好ましくは、時間同期機能全部を制御し、上記のアルゴリズムに従ってデジタルデータを処理する。」（第５頁右下欄第１０行〜第６頁右上欄第１４行）
（オ）「　上記の数式の範例に基づく局所的酸素飽和度の測定値の正確さについては、任意の方法に対して比較検討できる。実際には、人間の生体内血液を使用して実施される。すなわち、人間の血液を適度に暖めて人工的に酸素化させて飽和度を様々に変化させる。その後に、標準の研究所用の酸素濃度計を使って比較試験する（本発明による装置のアクセス用に浸水可能な光ガイドの付いた特別製のキュベットを使用する）。線形抑圧分析法によって、非常に重要な相関関係が求められる。これは、上記の数学的アプローチの正当性を裏付けるものである。本書で開示される方法の応用分野に合わせて換算係数を決定し、その換算係数に基づいて、例えば、参照用テーブルに換算係数を設定する方法などの従来のコンピュータデータ処理法を使って、上記の比較検討の対象となる方法が実現された装置の出力を校正もしくは相関づける。この手順によれば、校正も望みどうり有効に実行できる。」（第６頁右下欄第２５行〜第７頁左上欄第７行）
（カ）ＦＩＧ２には、人間の被験者１０の皮膚にセンサ手段１２を取り付けたことが記載されている。
　上記記載によれば、引用例には、
「散乱性と吸光性とを示す組織の定量的評価を行うための透過モードを備え、人間の被験者１０の皮膚に取り付けた、任意の光スペクトルを生成するための専用発光ダイオードが利用されている発光素子３８と、第一光検出器すなわち受光器４０および、光源３８と第二光検出器すなわち受光器４２と、を構成とする脳の特定の部位１４へ任意の光スペクトルを選択的に附加し受光するためのセンサ１２と、
　約７３５ｎｍの周辺の第一の標本抽出波長と、約７６０ｎｍの辺りである別の波長と、約８０５ｎｍの参照波長を設定し、
　被参照測定値から任意の検査波長で得られた測定値を減算し、
　
−ln Ｉ（ｗ）／Ｉ（ｗ）ｏ　＋　ln Ｉ（ｗ’）／Ｉ（ｗ’）ｏ　
　
　 　   Ｎ　
＝　 Σ　（ａ［ｗ，ｊ］−ａ［ｗ’，ｊ］）Ｃ（ｊ）ｓ
  　ｊ＝１　
　
（Ｉ（ｗ）は、波長ｗでの透過光の強度を示し、Ｉ（ｗ）ｏは、波長ｗでの入射光の強度を示し、ａは、光吸収性分子（発色団）の質量上の吸光率を示し、Ｃは、検査対象の組織における発色団の含有量を示し、ｓは、関心組織における光子の光路長を示し、脳の組織には少なくとも三種類の発色団が存在し、各発色団は、異なる吸光率と濃度を示す）
　
上記の数式で表される関係から、関心変数や発色団の濃度を酸化ヘモグロビンと脱酸化ヘモグロビンとに対して数量化し、Ｃ（ｊ）ｓ（酸化ヘモグロビン）とＣ（ｊ）ｓ（脱酸化ヘモグロビン）の式を、
　
Ｃ（ｊ’）ｓ／Ｃ（ｊ）ｓ　＝　Ｃ（ｊ’）／Ｃ（ｊ）　＝　Ｈｒ
　
１／（１＋Ｈｒ）＝ Ｈｂｏ２／（Ｈｇｂ ＋ Ｈｂｏ２）＝ｒＳＨｇｂｏ２　
（変数Ｈｒは、脱酸化ヘモグロビンの酸化ヘモグロビンに対する割合）
　
上記の数式を使って、局所的なヘモグロビンの飽和度ｒＳＨｇｂｏ２を解答でき、
　人間の生体内血液を使用して、人間の血液を適度に暖めて人工的に酸素化させて飽和度を様々に変化させ、標準の研究所用の酸素濃度計を使って比較試験し、線形抑圧分析法によって、相関関係が求められ、換算係数を決定し、その換算係数に基づいて、参照用テーブルに換算係数を設定する方法などの従来のコンピュータデータ処理法を使って装置の出力を校正する、小型デジタルコンピュータ２０を有する赤外線分光測光器１８とを有する、酸化ヘモグロビンと脱酸化ヘモグロビンの測定に関するＮＩＲ分光測光法による脳における局所的酸素飽和度を監視するための装置。」の発明（以下、「引用例発明」という。）が記載されていると認められる。
　
　
第３．対比
　本願発明と引用例発明とを対比する。
（ア）引用例発明の「センサ１２」は、ＮＩＲ分光測光法に基づくものであり、人間の被験者１０の皮膚に取り付けるものであるから、本願発明の「対象の皮膚に取り付けた近赤外分光光度検出器」に相当する。
（イ）また、引用例発明の「装置」は、「脳における局所的酸素飽和度を監視する」ものであるから、本願発明の「対象組織内の血液酸素飽和度レベルを決定する装置」に相当する。
（ウ）さらに、引用例発明の「任意の光スペクトルを生成するための専用発光ダイオード」は、「約７３５ｎｍの周辺の第一の標本抽出波長と、約７６０ｎｍの辺りである別の波長と、約８０５ｎｍの参照波長」が設定されているものであり、三種類の発色団を識別し、酸化ヘモグロビンと脱酸化ヘモグロビンとに対して数量化するものであるから、本願発明の「所定の第１強度で対象組織に、オキシヘモグロビン、デオキシヘモグロビン及び対象組織の散乱を識別すべく近赤外領域内で選択される第１波長、第２波長、及び第３波長とを含む光信号を伝送する光源」に相当する。
（エ）そして、また、引用例発明の「第一光検出器すなわち受光器４０および、光源３８と第二光検出器すなわち受光器４２」は、約７３５ｎｍの周辺の第一の標本抽出波長と、約７６０ｎｍの辺りである別の波長と、約８０５ｎｍの参照波長の光スペクトルを検知するものであるから、本願発明の「光信号が対象を通して伝わった後に、第１、第２、および第３波長に沿って光信号の第２強度を検知する光検出器」に相当する。
（オ）また、引用例発明の「被参照測定値」及び「任意の検査波長で得られた測定値」を得ることは、本願発明の「前記第１強度および第１、第２、および第３波長の検知された第２強度を用いて、その第１、第２、および第３波長それぞれの光信号の減衰を決定」することに相当する。
（カ）さらに、引用例発明の「被参照測定値から任意の検査波長で得られた測定値を減算」することは、任意の検査波長が「約７３５ｎｍの周辺の第一の標本抽出波長と、約７６０ｎｍの辺りである別の波長」の２波長であることから、本願発明の「第１波長と第２波長との間の光信号の減衰差と、第１波長と第３波長との間の光信号の減衰差とを決定」することに相当する。
（キ）そして、引用例発明の「人間の生体内血液を使用して、人間の血液を適度に暖めて人工的に酸素化させて飽和度を様々に変化させ、標準の研究所用の酸素濃度計を使って比較試験し、線形抑圧分析法によって、相関関係が求められ、換算係数を決定し、その換算係数に基づいて、参照用テーブルに換算係数を設定する方法などの従来のコンピュータデータ処理法を使って装置の出力を校正する」と本願発明の「対象組織内の血液とは異なる血液を個別サンプリング又は連続モニタリングすることにより得られる実験的に決定された値を用いて、対象組織の散乱に基づく、較正すべき光信号の減衰量を示す第１較正定数および第２較正定数を決定し、第１波長と第２波長との間の減衰差と、第１波長と第３波長との間の減衰差と前記第１較正定数および前記第２較正定数とを用いて、対象組織中の血液酸素飽和度レベルを決定する」とは、「対象組織内の血液とは異なる血液を個別サンプリングすることにより得られる実験的に決定された値を用いて、較正すべき光信号の減衰量を示す較正定数を決定し、第１波長と第２波長との間の減衰差と、第１波長と第３波長との間の減衰差と前記較正定数とを用いて、対象組織中の血液酸素飽和度レベルを決定する」点で共通する。
（ク）さらに、引用例発明の「小型デジタルコンピュータ２０」は、測定値からヘモグロビンの飽和度ｒＳＨｇｂｏ２を解答するものであるから、本願発明の「光検出器で検出された光強度信号を処理するプロセッサ部分」に相当する。
　
　したがって、両者は、
「　対象の皮膚に取り付けた近赤外分光光度検出器を用いて、対象組織内の血液酸素飽和度レベルを決定する装置であって；前記近赤外分光光度検出器は、所定の第１強度で対象組織に、オキシヘモグロビン、デオキシヘモグロビン及び対象組織の散乱を識別すべく近赤外領域内で選択される第１波長、第２波長、及び第３波長とを含む光信号を伝送する光源を有し；光信号が対象を通して伝わった後に、第１、第２、および第３波長に沿って光信号の第２強度を検知する光検出器を有し；前記光検出器で検出された光強度信号を処理するプロセッサ部分を有し；てなり、前記第１強度および第１、第２、および第３波長の検知された第２強度を用いて、その第１、第２、および第３波長それぞれの光信号の減衰を決定し、第１波長と第２波長との間の光信号の減衰差と、第１波長と第３波長との間の光信号の減衰差とを決定し、対象組織内の血液とは異なる血液を個別サンプリングすることにより得られる実験的に決定された値を用いて、較正すべき光信号の減衰量を示す較正定数を決定し、第１波長と第２波長との間の減衰差と、第１波長と第３波長との間の減衰差と前記較正定数とを用いて、対象組織中の血液酸素飽和度レベルを決定する分光光度法により血液酸素添加を非観血にモニターする装置。」である点で一致し、以下の点で相違する。
［相違点］較正定数が、本願発明では対象組織の散乱に基づく第１較正定数及び第２較正定数であるのに対し、引用例発明では換算係数である点。
　
　
第４　判断
　上記［相違点］について検討する。
　まず、較正定数が「対象組織の散乱に基づく」とする点について検討すると、引用例発明の換算係数が組織の散乱に基づくとの記載はないものの、引用例発明は「散乱性と吸光性とを示す組織の定量的評価を行うための透過モード」を備えるものであるから、「小型デジタルコンピュータ２０」における透過光を用いた演算は、散乱性と吸光性とを示す組織を定量的に評価を行うためのものであり、演算に用いられる換算係数も散乱性と吸光性を示す組織を定量的に評価するに適したものといえる。一方、本願発明では、「対象組織の散乱に基づく、較正すべき光信号の減衰量を示す第１較正定数および第２較正定数」と記載されているものの、明細書の詳細な説明を参酌すると、組織の散乱と較正定数については、以下の記載がある。
「      【０００８】
  生物組織のような高散乱媒体の光減衰を明らかにする、ランバート‐ベールの法則（Ｂｅｅｒ−Ｌａｍｂｅｒｔ  Ｌａｗ）の変形体を利用するようプログラムされたプロセッサを備える、上述の装置と同様の装置を用いて、ＨｂＯ2およびＨｂ濃度の相対変化を測定することができることは公知である。変形ランバート‐ベールの法則を以下のように表すことができる：
Ａλ＝−ｌｏｇ（Ｉ／ＩO）λ＝αλ*Ｃ*ｄ*Ｂλ＋Ｇ（式２）
  式中、「Ａλ」は、特定の波長λでの組織の光減衰を表す（単位：光学濃度またはＯＤ）；「ＩO」は、入射光強度を表す（単位：Ｗ／ｃｍ2）；「Ｉ」は、検出光強度を表す；「αλ」は、波長に依存する発色団吸光係数を表す（単位：ＯＤ*ｃｍ-1*μＭ-1）；「Ｃ」は、発色団濃度を表す（単位：μＭ）；「ｄ」は、光源と検出器（オプトード）の間隔を表す（単位：ｃｍ）；「Ｂλ」は、波長に依存する光散乱差分パス長因子（単位なし）；および「Ｇ」は、組織内の散乱による光減衰を表す（単位：ＯＤ）。
      【０００９】
  Ｇが未知である、または突きとめるのが困難であることから、発色団濃度（Ｃ）の絶対測定は、非常に困難である。しかしながら、数時間から数日の適度な測定期間にわたって、Ｇは一定のままであると見なすことが可能であり、それによって、ゼロ基準の基線から発色団の相対変化を測定することが可能である。したがって、時間ｔ1が光学測定の開始（基線）をマークし、時間ｔ2がｔ1後の任意の時点である場合には、ｔ1とｔ2との間の減衰変化（ΔＡ）を計算することが可能であり、変数ＧおよびＩOが一定のままであるという条件で、変数ＧおよびＩOは消去される。」
「      【００１３】
    【課題を解決するための手段】
  したがって、必要とされているのは、レベルの変化よりはむしろ、全酸素飽和度レベルを決定することが可能な、生物組織内の酸素飽和度レベルを非観血的に測定する方法；組織内での散乱による光減衰（Ｇ）を明らかにする較正手段を提供する方法；および静脈血に起因しうる酸素飽和度の寄与と動脈血に起因しうる酸素飽和度の寄与とを非観血的に識別することが可能な方法である。
      【００１４】
本発明の開示
  したがって、本発明の目的は、生物組織内の血液酸素飽和度の全レベルを非観血的に測定する方法を提供することである。
      【００１５】
  本発明の他の目的は、組織内での散乱による光減衰、固定組織吸収体による光減衰、および光測定装置間の可変性による光減衰を明らかにする較正手段を付与する方法を提供することである。
      【００１６】
  本発明の他の目的は、静脈血に起因しうる酸素飽和度の寄与と動脈血に起因しうる酸素飽和度の寄与とを非観血的に識別することが可能な方法を提供することである。
      【００１７】
  本発明に従って、対象の組織に光信号を伝送し、組織を一度透過した光信号を透過率または反射率によって検知することが可能な近赤外分光光度（ＮＩＲＳ）検出器を用いて、対象の組織内の血液酸素飽和度レベルを非観血的に測定する方法および装置が得られる。その方法は：
（ｉ）デオキシヘモグロビンに起因しうる減衰と；（ｉｉ）オキシヘモグロビンに起因しうる減衰と；（ｉｉｉ）対象組織内での光散乱に起因しうる減衰との和として光信号の減衰を決定するステップを含む。本発明によって、固定または一定光吸収生物組織成分に起因しうる減衰、および検出器の可変特性に起因しうる減衰を明らかにすることも可能である。波長の関数として差分減衰を決定することによって、組織の光散乱特性、固定光吸収成分、および測定装置特性に起因しうる減衰を、数学的に消去するか、またはデオキシヘモグロビンに起因しうる減衰およびオキシヘモグロビンに起因しうる減衰に対して最小化する。」
「      【００２６】
  そのプロセッサには、異なる波長間の減衰差の関数として、減衰の変化を特徴づけるアルゴリズムを用いる。本発明は有利なことに、測定波長域全体にわたり比較的フラットな、または非常に低い吸収スペクトルを有する、生物組織中に存在する他の成分（骨、水分、皮膚、色素沈着）が原因となる散乱変数「Ｇ」、パス長Ｂ*ｄ、および吸収「Ｆ」の減衰効果を最小限に抑える。さらに、本発明の方法は、波長に依存する、または依存しない検出器特性が原因となるオフセット減衰（ｏｆｆｓｅｔ  ａｔｔｅｎｕａｔｉｏｎ）「Ｎ」を明らかにする。本発明の方法のアゴリズムは以下のように表すことができる：
Ａλ1−Ａλ２＝ΔＡλ1−λ２＝ΔＡλ12（式５）
  式中、Ａλ1およびＡλ2は、「Ｆ」および「Ｎ」による減衰を明らかにする式２の変形式である、以下の式６の形をとる。
Ａλ＝−ｌｏｇ（Ｉ／ＩO）λ＝αλ*ｃ*ｄ*Ｂλ＋Ｇ＋Ｆ＋Ｎ（式６）
式６をＡλ1およびＡλ2について式５に代入すると、測定波長全体で一定の光吸収を表し、同一検出器を用いて様々な波長で光信号を検知するという条件で、式５中の項「Ｆ」および「Ｎ」は、減算されて消去される。したがって、異なる波長因子Ｂが波長から独立している場合には、ΔＡλ12を以下のように表すことが可能であり：
ΔＡλ12＝ｌｏｇ［（Ｉλ1／Ｉｏλ1）*（Ｉλ２／Ｉｏλ２）］＝Δαcλ12ｃｄＢ＋ΔＧλ12（式７）
および展開式：
ΔＡλ12＝（αHbλ1−αHbλ2）［Ｈｂ］ｄＢ＋（αHbO2λ1−αHbO2λ2）［ＨｂＯ2］ｄＢ＋ΔＧλ12（式８）
に書き換えることができる。
代替方法としては、差分波長因子「Ｂ」は波長に依存する。この場合には、Ｂλを２つの成分に分けることが望ましい：
Ｂλ＝Ｂ*ｋλ（式９）
パラメーターＢは１つの特定の波長で決定され、パラメーターｋλは、他の波長でＢがどのように変化するかを表す。数学的導出を続けるために、次いでパス長波長依存性パラメーターｋλをαλに組み合わせることが望ましい：
α’λ＝αλ*ｋλ（式１０）
そのパラメーターα’λは、パス長波長依存性パラメーターｋλによって調整される吸光係数αλを表す。式７にこれらの変更を組み込むと、以下の式が得られる：
ΔＡλ12＝（α’Hbλ1−α’Hbλ2）［Ｈｂ］ｄＢ＋（α’HbO2λ1−α’HbO2λ2）［ＨｂＯ2］ｄＢ＋ΔＧλ12（式１１）
  式中、（α’Hbλ1−α’Hbλ2）［Ｈｂ］ｄＢが、Ｈｂに起因しうる減衰を表し；
  （α’HbO2λ1−α’HbO2λ2）［ＨｂＯ2］ｄＢが、ＨｂＯ2に起因しうる減衰を表し；
  ΔＧλ12が、組織内の光散乱に起因しうる減衰（Ｇ）を表す。
      【００２７】
  他の場合には、固定組織吸収体による光吸収（Ｆ）、および検出器可変性による光吸収（Ｎ）は、測定波長全体で一定ではない。この場合、波長の関数としての差分減衰によって、式７または式１１中に含まれるパラメーターΔＦλ12およびΔＮλ12が生じる。
ΔＡλ12＝（α’Hbλ1−α’Hbλ2）［Ｈｂ］ｄＢ＋（α’HbO2λ1−α’HbO2λ2）［ＨｂＯ2］ｄＢ＋ΔＧλ12＋ΔＦλ12＋ΔＮλ12（式１２）
パラメーターΔＮλ12は、特定のＮＩＲＳ検出器に対して大きさが変化しない。定義上パラメーターΔＦλ12は、測定波長域全体で比較的フラットまたは非常に低い吸収スペクトルを有する成分が原因となる差分減衰の結果であり、したがってヘモグロビンによる差分減衰と比較すると非常に小さく、比較的一定である。したがって、ΔＦλ12は、式１２の固定吸収体誤差補正パラメーターと見なすことができる。したがって、重ね合わせによってこれらのパラメーターを合計して、ΔＧ’λ12となる：
ΔＧ’λ12＝ΔＧλ12＋ΔＦλ12＋ΔＮλ12（式１３）
これらの変形を式１２に組み込み、以下の式が得られる：
ΔＡλ12＝（α’Hbλ1−α’Hbλ2）［Ｈｂ］ｄＢ＋（α’HbO2λ1−α’HbO2λ2）［ＨｂＯ2］ｄＢ＋ΔＧ’λ12（式１４）
      【００２８】
  式２中のＧの作用と対比して、ΔＧλ12＜＜Ｇλ1およびＧλ２である場合、式１１でＧの作用は、ＨｂおよびＨｂＯ2を決定するために複数の波長の使用を犠牲にして、最小限に抑えられる。したがって、最低でも異なる３つの波長が、ＨｂおよびＨｂＯ2を決定するのに必要である。他の方法でもまた、ΔＧ’λ12は、同様に複数の波長を用いるということを犠牲にして、組織内の散乱による光減衰作用（Ｇ）、固定組織吸収体による光減衰作用（Ｆ）、および検出器可変性による光減衰作用（Ｎ）を最小とする。
      【００２９】
  数学的処理の後に、式１１または１４の多変量を用いて、３つの異なる波長でＨｂＯ2およびＨｂを決定する：
【数１４】
ＨｂＯ2およびＨｂについて整理し、解き、Δα’行列を［Δα’］に単純化し：
【数１５】
以下のように書き換える：
【数１６】
パラメーターＡHbおよびＡHbO2は、行列［ΔＡλ］および［Δα’］-1の積を表し、パラメーターΦHbおよびΦＨｂＯ２は、行列［ΔＧ’λHbO2］および［Δα’］-1の積を表す。大脳の血液酸素飽和度（ＣｒＳＯ2）レベルを決定するために、式１７を式１の形式を用いて整理し、以下のように表す。
【数１７】
式１７から式１８への処理で、パス長ｄ*Ｂが相殺されることに留意すること。
      【００３０】
  ＣｒＳＯ2の値を最初に、式４を用いてＳｍｖＯ2から決定し、ＳｖＯ2およびＳａＯ2の値は経験的に決定される。ＳｖＯ2およびＳａＯ2の経験的に・実験的に決定された値は、検出器で組織を検知するのと同じ時間もしくはほぼ同じ時間で行う対象の血の個別サンプリングまたは連続モニタリングによって得られたデータに基づくものである。ＮＩＲＳ検知の仮の近似・時間近接（ｔｅｍｐｏｒａｌ  ｐｒｏｘｉｍｉｔｙ）および経験的データの展開は、精度を保証するのに役立つ。式４におけるＫｖおよびＫａの初期値は、当面の状況に対して臨床的に適当な値である。ＡHbO2およびＡHbの値は、ＮＩＲＳ検出器で検知したそれぞれの波長に対するＩｏλおよびＩλの値を用いて数学的に決定する（例えば、式２または６を用いて）。次いで、式１８と、ＳｖＯ2およびＳａＯ2の異なる加重値；つまりＫａおよびＫｖの異なる値に対する相関関係による非線形回帰技術（ｎｏｎ−ｌｉｎｅａｒ  ｒｅｇｒｅｓｓｉｏｎ  ｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ）とを用いて、組織内の散乱による光減衰作用（Ｇ）、固定組織吸収体による光減衰作用（Ｆ）、および測定装置可変性による光減衰作用（Ｎ）を明らかにする、較正パラメーターΦHbおよびΦHbO2を決定する。ＫｖおよびＫａおよびΦHbおよびΦHbO2の統計学的に許容される値は、非線形回帰技術を用いて収束される。実験結果によって、ＫａおよびＫｖを適切に選択した後、較正パラメーターΦHbおよびΦHbO2は、異なるヒト対象上で脳酸素添加をモニターするのに使用する個々のＮＩＲＳ検出器についての統計学的に許容される誤差範囲内で一定である。換言すれば、一度検出器を較正すれば、様々なヒト対象に使用し、それぞれのヒト対象についての正確な情報を得ることができる。」
　上記記載によると、段落【００１５】に記載されているように、本願発明は、「組織内での散乱による光減衰、固定組織吸収体による光減衰、および光測定装置間の可変性による光減衰を明らかにする較正手段を付与する方法を提供すること」を目的としているが、この目的は、段落【００１７】の記載によれば、「（ｉ）デオキシヘモグロビンに起因しうる減衰と；（ｉｉ）オキシヘモグロビンに起因しうる減衰と；（ｉｉｉ）対象組織内での光散乱に起因しうる減衰との和として光信号の減衰を決定するステップ」により解決されるものであり、対象組織内での光散乱に起因する減衰は要因の一つとして挙げられているものの、他の要因による減衰との「和」として決定するものであって「対象組織の散乱」のみに基づくものではない。そして、発明の実施の形態として挙げられているアルゴリズムは、ランバート−ベールの法則の変形体として記載されている段落【０００８】の式２および段落【００２６】の式６には、組織内の散乱による光減衰または生物組織中に存在する他の成分（骨、水分、皮膚、色素沈着）が原因となる散乱変数「Ｇ」を含むものの、段落【００２８】には、「式２中のＧの作用と対比して、ΔＧλ12＜＜Ｇλ1およびＧλ２である場合、式１１でＧの作用は、ＨｂおよびＨｂＯ2を決定するために複数の波長の使用を犠牲にして、最小限に抑えられる。したがって、最低でも異なる３つの波長が、ＨｂおよびＨｂＯ2を決定するのに必要である。他の方法でもまた、ΔＧ’λ12は、同様に複数の波長を用いるということを犠牲にして、組織内の散乱による光減衰作用（Ｇ）、固定組織吸収体による光減衰作用（Ｆ）、および検出器可変性による光減衰作用（Ｎ）を最小とする。」と記載されており、数学的処理の後に、パラメータΦＨｂおよびΦＨｂＯ２を含む式１７のように書き換えられている。この式１７中では、組織内の光散乱に起因しうる減衰（Ｇ）は置換により消去されている。そして、段落【００３０】の記載によると、較正パラメーターΦHbおよびΦHbO2は、式１８と、対象の血の個別サンプリングまたは連続モニタリングによって得られたデータに基づき経験的に・実験的に決定されたＳｖＯ２およびＳａＯ２の異なる加重値、つまり、ＫａおよびＫｖの異なる値に対する相関関係による非線形回帰技術とを用いて決定されている。以上より、本願発明における「対象組織の散乱に基づく」較正定数とは、対象組織の散乱変数Ｇから求められるものではなく、デオキシヘモグロビンに起因する減衰などとともに対象組織内での光散乱に起因しうる減衰を合計したものをファクターとして内在するものであり、血液の測定値から求められるものといえる。
　したがって、本願発明の較正定数と引用例発明の換算係数とは、ともに組織の散乱をファクターとして含むものであって、ともに血液の測定値から求められるものであるから、「対象組織の散乱に基づく」とする点において、実質的に相違するとはいえない。
　
　次に、較正定数が「第１較正定数及び第２較正定数」である点について検討すると、換算係数を幾つ設定するかは、求める値の数に応じて当業者が適宜設定しうることである。
　したがって、引用例発明は、脱酸化ヘモグロビンの酸化ヘモグロビンに対する割合の数式を使って、局所的なヘモグロビンの飽和度ｒＳＨｇｂｏ２を解答するものの、どの値に対して換算係数を決定するのか明らかにされていないが、脱酸化ヘモグロビンおよび酸化ヘモグロビンそれぞれの値に対して換算係数を設定するようにアルゴリズムを構築することは、当業者が適宜なし得ることである。
　
　そして、本願発明の効果は、引用例に記載された発明から当業者が予測できる範囲のものであって、格別なものであるとはいえない。
　
　以上より、本願発明は、引用例に記載された発明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。
　
　
　なお、請求人が平成２１年７月３０日付けで提出した補正案について検討すると、その請求項１４に係る発明は、本願発明を以下のとおり補正するものである。（下線部は補正箇所を示す。）
「【請求項１４】
　　対象の皮膚に取り付けた近赤外分光光度検出器を用いて、対象組織内の血液酸素飽和度レベルを決定する装置であって
；　
　光信号が対象を通して伝わった後に、第１、第２、および第３波長に沿って光信号の第２強度を検知する光検出器を有し；
　前記光検出器で検出された光強度信号を処理するプロセッサ部分を有し
；　
　第１波長と第２波長との間の光信号の減衰差と、第１波長と第３波長との間の光信号の減衰差とを決定し、
　対象組織内の血液とは異なる血液を個別サンプリング又は連続モニタリングすることにより得られる実験的に決定された
静脈及び動脈血酸素飽和度レベルの
　第１波長と第２波長との間の減衰差と、第１波長と第３波長との間の減衰差と前記第１較正定数および第２較正定数とを用いて、対象組織内の血液酸素飽和度レベルを決定する
　ことを特徴とする分光光度法により血液酸素添加を非観血にモニターする装置。」（以下、「補正案発明」という。）
　上記補正案発明は、本願発明における実験的に決定された値を、「
静脈及び動脈血酸素飽和度レベルの
　しかしながら、飽和度を様々に変化させて校正を行う際に、実試料と近い飽和度を用いることは、当業者ならば通常考慮することであるから、引用例発明における飽和度を静脈及び動脈血酸素飽和度レベルとすることは、当業者が適宜設定しうることである。
　したがって、補正案発明も、引用例に記載された発明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。
　
　
第５　むすび
　以上のとおり、本願発明は、引用例に記載された発明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、特許法第２９条第２項の規定により特許を受けることができない。
　したがって、その他の請求項に係る発明について言及するまでもなく、本願は拒絶すべきものである。
　よって、結論のとおり審決する。