【事件の表示】
　上記当事者間の特許第５１９９０３１号発明「眼科撮影装置」の特許無効審判事件について、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。
　審判費用は、請求人の負担とする。
【理　由】
第１　手続の経緯
　本件特許第５１９９０３１号（請求項の数［４］，以下「本件特許」という。）は，平成２０年１１月５日に出願された特願２００８−２８３８７１号に係るものであって，その請求項１〜４に係る発明（以下「本件特許発明１〜４」という。）について，平成２５年２月１５日に特許の設定登録がなされた。
　これに対して，平成２６年４月２１日付けで，本件無効審判請求人（以下，「請求人」という。）により本件無効審判［無効２０１４−８０００６０号］が請求され，本件無効審判被請求人（以下「被請求人」という。）により指定期間内の同年７月１０日付けで審判事件答弁書が提出された。
　その後，同年９月２６日付けで，請求人，被請求人，それぞれから口頭審理陳述要領書が提出され，同年１０月２１日付けで請求人から上申書が提出され，同年１０月２８日に口頭審理が行われた。
　
　
第２　本件特許発明
　本件特許発明１〜４のうち，本件審判事件の対象となる本件特許発明１〜３は，本件特許明細書の特許請求の範囲の請求項１〜３に記載された事項によって特定される次のとおりのものである。
　
「【請求項１】
  測定光源と，測定光源から発せられた光を測定光と参照光に分割する分割手段と，前記分割手段によって分割された測定光を被検眼の所定部位上で走査させる走査手段と，被検眼の所定部位に照射された前記測定光による反射光と参照光とが合成された光を受光する受光素子と，を有し，被検眼の所定部位における断層画像を得るための干渉光学系と，
  前記受光素子から出力される受光信号に基づいて断層画像を取得する画像処理部と，
を備える眼科撮影装置において，
  所定の走査領域にて前記測定光が複数回走査されることによって前記画像処理部によって取得された複数の断層画像を加算処理して平均化させる加算処理手段を備え，
  該加算処理手段は，
  前記取得された各断層画像を前記走査手段による前記測定光の走査方向に関して複数の領域に分割し，各断層画像間の位置ずれを前記分割された領域毎に検出し位置ずれ情報を得る検出手段と，
  前記検出手段によって得られた前記位置ずれ情報に基づいて前記分割された領域毎に補正する補正手段と，を有し，
  前記補正手段によって補正された各断層画像を加算し，平均化することを特徴とする眼科撮影装置。
【請求項２】
請求項１の眼科撮影装置において，
  前記検出手段は，前記取得された複数の断層画像から選択された所定の基準画像に対する各断層画像の位置ずれを前記分割された領域毎に検出し，
  前記補正手段は，前記基準画像に対する各撮影画像の位置ずれを前記分割された領域毎に補正することを特徴とする眼科撮影装置。
【請求項３】
請求項１〜２の眼科撮影装置において，前記加算処理手段は，断層画像一枚単位で分割領域毎に画像加算を行うことを特徴とする眼科撮影装置。」
　
　
第３　当事者の主張
１　請求人の主張の概要，及び提出した証拠
　請求人は，上記審判請求書において，甲第１〜５号証を提示し，次の無効理由を主張した。
　本件特許発明１〜３は，甲第１〜３号証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，本件特許発明１〜３に係る本件特許は，特許法第１２３条第１項第２号に該当し，無効とすべきである。
　
　甲第１号証：特開２００７−１３０４０３号公報
　甲第２号証：B Sander et al, Enhanced optical coherence tomography imaging by multiple scan averaging, Br J Ophthalmol, ２００５年２月, vol.89, no.2, pp.207-212
　甲第３号証：Scott B. Stevenson et al, Correcting for miniature eye movements in high resolution scanning laser ophthalmoscopy, Proceedings of SPIE, ２００５年５月, vol.5688, pp.145-151
　甲第４号証：特開平５−３３００２４号公報
　甲第５号証：特開昭５８−８６６５９号公報
　
２　被請求人の主張の概要
　これに対して，被請求人は，上記審判事件答弁書及び口頭審理陳述要領書において，本件特許発明１〜３は，甲第１〜５号証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はないから，特許法第２９条第２項の規定に反するものではなく，よって，本件特許発明１〜３は，特許法第１２３条第１項第２号に該当しないから，本件特許発明１〜３に係る本件特許は無効とすべきものでないと主張している。
　
　
第４　無効理由についての当審の判断
１　甲各号証の記載事項
　
（１）甲第１号証
　本件の特許出願前に公開された甲第１号証には，次の事項が記載されている。（後に発明の認定に直接的に利用する箇所に，当審が下線を付した。）
ア　「【００３１】
　　　　　　　　　　　　　　　〈第１の実施形態〉
［装置構成］
  図１は、本発明に係る
光画像計測装置
【００３２】
  低コヒーレンス光源２は、低コヒーレンス光Ｌ０を出力するスーパールミネセントダイオード（ＳＬＤ）や発光ダイオード（ＬＥＤ）等の広帯域光源により構成されている。この低コヒーレンス光Ｌ０は、たとえば、近赤外領域の波長を有し、かつ、数十マイクロメートル程度の時間的コヒーレンス長を有する光とされる。
【００３３】
  
低コヒーレンス光源２から出力された低コヒーレンス光Ｌ０は、
光カプラ（ｃｏｕｐｌｅｒ）４に導かれ、参照光ＬＲと信号光ＬＳとに分割され
【００３４】
  なお、光カプラ４は、光を分割する手段（スプリッタ；ｓｐｌｉｔｔｅｒ）、及び、光を重畳する手段（カプラ）の双方の作用を有するが、ここでは慣用的に「光カプラ」と称することにする。
【００３５】
  
参照光ＬＲは
参照ミラー１４（参照物体）によって反射され
【００３６】
  
参照ミラー１４により反射された参照光ＬＲは
光カプラ４に導かれ
【００３７】
  なお、ガラスブロック１２と濃度フィルタ１３は、参照光ＬＲと信号光ＬＳの光路長（光学距離）を合わせるための遅延手段として、また参照光ＬＲと信号光ＬＳの分散特性を合わせるための手段として作用している。
【００３８】
  一方、
信号光ＬＳは
ガルバノミラー２２により反射され、更に、ガルバノミラー２３により反射され
【００３９】
  ガルバノミラー２２、２３は、それぞれ回動軸２２ａ、２３ａを中心に回動される。回動軸２２ａ、２３ａは、互いに直交するように配設されている。ガルバノミラー２２の回動軸２２ａは、図１の紙面に平行に、かつ、信号光ＬＳの進行方向に対して所定角度（たとえば４５度）を成すようにして配設されている。また、ガルバノミラー２３の回動軸２３ａは、図１の紙面に対して垂直に配設されている。すなわち、ガルバノミラー２３は、図１中の両側矢印に示す方向に回動可能とされ、ガルバノミラー２２は、当該両側矢印に対して直交する方向に回動可能とされる。それにより、
ガルバノミラー２２、２３は、信号光ＬＳの反射方向を、互いに直交する方向に変更するようにそれぞれ作用する
【００４０】
  ガルバノミラー２３により反射された信号光ＬＳは、レンズ２４によって集光されつつダイクロイックミラー２５により反射されて一旦結像し、対物レンズ２６を介して
被検眼Ｅに入射
被検眼Ｅに入射した信号光ＬＳは、眼底（網膜）Ｅｒ上にて結像し反射され
【００４１】
  このとき信号光ＬＳは、眼底Ｅｒの表面で反射されるだけでなく、
眼底Ｅｒの深部領域にも到達して屈折率境界にて散乱され
【００４２】
  なお、ダイクロイックミラー２５は、（近）赤外領域の光を反射し、可視領域の光を透過させるように作用する。
【００４３】
  眼底Ｅｒにて反射された信号光ＬＳは、対物レンズ２６、ダイクロイックミラー２５、レンズ２４、ガルバノミラー２２、２３を経由し、コリメータレンズ２１によって光ファイバ６のファイバ端に集光される。集光された信号光ＬＳは、光ファイバ６を通じて
光カプラ４に導かれ
【００４４】
  
光カプラ４は、参照ミラー１４にて反射されて戻ってきた参照光ＬＲと、被検眼Ｅの眼底Ｅｒにて反射されて戻ってきた信号光ＬＳとを重畳して、干渉光ＬＣを生成する
スペクトロメータ（分光計）３０に導光され
【００４５】
  ここで、本発明の「干渉光生成手段」は、少なくとも、光カプラ４、光ファイバ５、６、参照ミラー１４を含む干渉計によって構成される。
【００４６】
  
スペクトロメータ３０は
ＣＣＤ（Ｃｈａｒｇｅ  Ｃｏｕｐｌｅｄ  Ｄｅｖｉｃｅ）３４を含んで構成され
【００４７】
  スペクトロメータ３０に入射した干渉光ＬＣは、コリメータレンズ３１により平行光束とされた後、回折格子３２によって分光（スペクトル分解）される。分光された干渉光ＬＣは、結像レンズ３３によってＣＣＤ３４の撮像面上に結像される。
ＣＣＤ３４は、この干渉光ＬＣを受光し、電気的な検出信号に変換してコンピュータ４０に出力する
【００４８】
  
コンピュータ４０は、ＣＣＤ３４から入力される検出信号を解析して、被検眼Ｅの眼底Ｅｒの断層画像を形成する
【００４９】
  また、コンピュータ４０は、光画像計測装置１の各部の制御を行う。たとえば、ガルバノミラー２２、２３の回動動作の制御や、被検眼Ｅに対する光画像計測装置１のアライメント機構（図示せず）の動作制御や、低コヒーレンス光源２による低コヒーレンス光の出力制御などを行う。
【００５０】
  観察装置（撮影装置）５０は、たとえばスリットランプ（細隙灯顕微鏡）や眼底カメラなどの、眼科分野にて使用される任意の観察装置及び／又は撮影装置である。この観察装置５０は、光画像計測装置１と一体的に設けられていてもよいし、別個に設けられていてもよい。検者は、観察装置５０を用いて被検眼Ｅを観察しながら、被検眼Ｅに対する光画像計測装置１の手動アライメントを行ったり、計測時における眼底Ｅｒの状態の確認を行ったり、眼底Ｅｒの撮影を行ったりすることができる。
【００５１】
［信号光の走査について］
  前述のように、信号光ＬＳは、ガルバノミラー２２、２３によって反射方向が変更される。ガルバノミラー２２、２３の反射面の向きをそれぞれ変更することにより、信号光ＬＳを眼底Ｅｒの様々な位置に照射することができる。すなわち、眼底Ｅｒにおいて信号光ＬＳを走査することができる。ガルバノミラー２２、２３は、本発明の「走査手段」の一例に相当するものである。
【００５２】
  図１中に破線で示す信号光ＬＳと、点線で示す信号光ＬＳ′とは、ガルバノミラー２３の向きの変更に対応する、２つの異なる光路を進行する信号光を表している。
【００５３】
  点線で示す信号光ＬＳ′は、上記［装置構成］の説明におけるガルバノミラー２３の向きが、図１の紙面下方向（−ｙ方向）に或る角度だけ変更されたときの信号光を表している。向き変更前の信号光ＬＳが、眼底Ｅｒの略中心位置に集光されているのと比較して、向き変更後の信号光ＬＳ′は、眼底Ｅｒの中心位置から上方（＋ｙ方向）に離れた位置に集光されている。この場合、眼底Ｅｒにて反射された信号光ＬＳが眼底Ｅｒの略中心位置における情報（表面及び深部の情報）を含んだ光となるのに対し、信号光ＬＳ′の反射光は、眼底中心から＋ｙ方向に離れた位置の情報（表面及び深部の情報）を含んだ光となる。
【００５４】
  したがって、ガルバノミラー２３を図１の＋ｙ方向に回転させる（つまり、信号光の入射角度を小さくするように反射面の向きを変更させる）ことにより、眼底Ｅｒにおける信号光の集光位置を−ｙ方向に移動させることができる。逆に、ガルバノミラー２３を−ｙ方向に回転させる（つまり、信号光の入射角度を大きくするように反射面の向きを変更させる）ことにより、眼底Ｅｒにおける信号光の集光位置を＋ｙ方向に移動させることができる。
【００５５】
  同様に、ガルバノミラー２２を図１の紙面手前側（＋ｘ方向）に回転させることにより、眼底Ｅｒにおける信号光の集光位置を紙面奥側（−ｘ方向）に移動させることができ、逆に、ガルバノミラー２２を−ｘ方向に回転させることにより、眼底Ｅｒにおける信号光の集光位置を＋ｘ方向に移動させることができる。
【００５６】
  なお、ガルバノミラー２２、２３の双方を同時に回転させることにより、信号光の集光位置をｘ方向とｙ方向とを合成した方向に移動させることができる。すなわち、２つのガルバノミラー２２、２３をそれぞれ制御することにより、ｘｙ平面上の任意の方向に信号光を走査することが可能である。」
　
イ　「図１
」
　
ウ　「図４
」
　
エ　「図６
」
　
オ　上記ア〜エ及び技術常識を総合すると，甲第１号証には，次の発明（以下，「甲１発明」という。）が記載されているものと認められる。
　
「低コヒーレンス光源から出力された低コヒーレンス光は，光カプラに導かれ，参照光と信号光とに分割され，
　参照光は参照ミラーによって反射され，参照ミラーにより反射された参照光は光カプラに導かれ，
　信号光は信号光の反射方向を互いに直交する方向に変更するようにそれぞれ作用するガルバノミラーにより反射されて被検眼に入射し，被検眼に入射した信号光は，眼底（網膜）上にて結像し反射されるとともに，眼底の深部領域にも到達して屈折率境界にて散乱され，光カプラに導かれ，光カプラは，参照ミラーにて反射されて戻ってきた参照光と，被検眼の眼底にて反射されて戻ってきた信号光とを重畳して，干渉光を生成し，ＣＣＤを含んで構成されるスペクトロメータに導光され，ＣＣＤは，この干渉光を受光し，電気的な検出信号に変換してコンピュータに出力し，コンピュータは，ＣＣＤから入力される検出信号を解析して，被検眼の眼底の断層画像を形成する光画像形成装置。」
　
　
（２）甲第２号証
　本件の特許出願前に公開された甲第２号証には，次の事項が記載されている。なお，甲第２号証は英語で表現されているため，当審の仮訳を付した。（その仮訳に対して，発明の認定に直接的に利用する箇所に下線を付した。）
　
ア　２０７頁右上欄の「Aims」
「Aims: To describe a method for computerised alignment and averaging of sequences in optical coherence tomography (OCT) B-scans and to present selected clinical observations based on the resulting improvement in retinal imaging.」
「目的：
一連の光干渉断層（ＯＣＴ）Ｂスキャン
　
イ　２０７頁右上欄の「Methods」
「Methods: A methodological study and retrospective investigation of selected cases. Five human subjects were included, one healthy subject, two patients with central serous chorioretinopathy, one patient with branch retinal vein occlusion, and one patient with cilioretinal artery pseudo-occlusion. Based on computerised alignment of sets of B-scans obtained at identical retinal locations, average OCT images were produced and displayed in false colour or grayscale. These enhanced tomograms were compared with other morphological and functional characteristics.」
「方法：選択された事例の方法論的研究と遡及的調査。被験者は５人であり，１人は健康な被験者，２人は中心性漿液性脈絡網膜，１人は網膜静脈分枝閉塞症，１人は毛様網膜動脈の偽性閉塞をもつ患者である。
同一の網膜部位で得られたＢスキャン
平均ＯＣＴ画像が生成され
　
ウ　２０７頁右上欄の「Results」
「Results: Improved retinal imaging enabled assignment of the OCT image to retinal anatomy particularly at the outer layer of the photoreceptors and the retinal pigment epithelium, both in the healthy eye and in pathology. Identification of both post-oedematous structural disorganisation as well as post-ischaemic attenuation of the inner retina was superior to standard OCT images.」
「結果：改良された網膜撮像は，ＯＣＴ画像を網膜構造，特に光受容体の外層と網膜色素上皮層の割り当てを可能にした。水腫後の組織崩壊及び虚血後の内部網膜の衰弱の識別は，標準的なＯＣＴ画像より優れていた。」
　
エ　２０７頁右上欄の「Conclusions」
「Conclusions: Averaging of multiple OCT B-scans enhances the quality of retinal imaging sufficiently to reveal new details of retinal pathophysiology. Using the technique on OCT3 scans enables visualisation of details comparable with the results obtained using ultra high resolution OCT.」
「結語：
複数のＯＣＴのＢスキャンを平均する
　
オ　２０７頁左下「METHODS」欄の１〜6行目
「Patients were examined with optical coherence tomography using the OCT2 and the OCT3 instruments (Zeiss Humphrey, Inc, Dublin, CA, USA and Carl Zeiss, Meditec, Dublin, CA,
USA). In the case of OCT2 each B-scan is based on 100 A-scans equally divided along the scan. With the OCT3 system the number of A-scans per B-scan is 512.」
「患者はＯＣＴ２とＯＣＴ３を用いた光干渉断層撮像装置により検査された（ツァイス　ハンフリー　インク，ダブリン，カリフォルニア，ＵＳＡと，カールツァイス，メディテック，ダブリン，カリフォルニア，ＵＳＡ）。ＯＣＴ２の場合，各Ｂスキャンは１００の等間隔なＡスキャンよりなる。ＯＣＴ３の場合，ＢスキャンあたりのＡスキャン数は５１２である。」
　
カ　２０７頁右下欄１３行目〜２０８頁左欄２７行目
「The dominating noise source in OCT images is usually speckle noise arising from interference between coherent waves backscattered from nearby scatterers in the measuring volume of the retina. One classic way of suppressing noise is to average a number of measurements, the underlying assumption being that the noise is stochastically varying over the measurements taken. However a geometrical/ physical change of the measuring configuration relative to the sample or vice versa is needed to change the speckle pattern. The use of polarisation diversity, spatial compounding, and frequency compounding have been suggested as ways of obtaining measurements with uncorrelated speckles, but none of them has proved to be entirely satisfactory.4 One can also apply digital filters (mean or median) or wavelets for denoising in a post-processing step. The wavelet technique is however compromised by the scale and structures of the speckle patterns, being typically quite similar to the structures one is attempting to image.5　In the present case where the measurements are carried out in vivo, sufficient variation is introduced by the invariable inaccuracy in reproducing the full geometric configuration of the eye and the OCT instrument between successive B-scans. To provide an example, the target region of the retina may well be in proper focus for all B-scans and yet be observed through slightly different aspects of the pupil. This implies that the generated speckles will vary between successive B-scans. In order to align these with enough precision to reduce speckle noise we developed a robust correlation algorithm for aligning the individual A-scans from corresponding retinal locations from the series of B-scans. Thus, the scans are aligned by maximising a weighted least square measure of the signal difference between corresponding A-scans. The average is a weighted average, in that individual A-scans exhibiting a poor correlation with the corresponding A-scans from other B-scan sequences contribute less to the final average than A-scans with higher correlation. This average image is then aligned horizontally using cross correlation. All computations were made on a personal computer with a Pentium II 850 MHz processor using customised software.
  Five to 15 consecutive recorded B-scans were retrieved for each retinal location of interest. The specific number of scans included per average was chosen by visual inspection - that is, new scans were added until no further improvement in image quality was observed. It was assumed that the scan line does not shift between the repeated recordings. The few scans that were clearly misaligned in the transverse direction were simply rejected.」
「ＯＣＴ画像において支配的なノイズ源は，通常，網膜の測定領域における散乱体付近で後方散乱されたコヒーレントな波同士の干渉で生じたスペックルノイズである。一つの代表的なノイズ抑制の方法は，そのノイズが測定の間，確率的に変動しているとの仮定の下，複数の測定間で平均を取ることである。しかし，スペックルパターンを変化させるためには，測定の構成とサンプル，又はその逆，の幾何学的／物理的な変化が必要である。偏波ダイバーシティ，空間コンパウンド，周波数コンパウンドが，スペックルの補正されない複数の測定を得る方法として提案されている。しかし，そのどれも完全に満足できる結果をもたらさなかった。後処理としてノイズ除去のためのデジタルフィルタ（平均又はメジアン）又はウェーブレットを適用することも可能である。ウェーブレットの技術は，しかし，典型的に描画しようとする構造に類似するスペックルパターンのスケールと構造により妥協される。
　測定が生体で実施される本例では，連続するＢスキャンの間に，目の完全な幾何学的形状とＯＣＴ装置を再現するに当たって，不可避的な不正確さにより，かなりの変動が発生する。例を挙げれば，網膜の目標領域は全てのＢスキャンにて適切に合焦されるであろうが，僅かに異なる瞳孔角度を介しても観察されるであろう。これは発生したスペックルが連続するＢスキャン間で変化することを暗示している。これらを十分な精度で整列しスペックルノイズを低減するため，我々は，一連のＢスキャンにおける対応する網膜位置からの個々のＡスキャンを整列させる強力な相関アルゴリズムを開発した。こうして，スキャンは，対応するＡスキャン間の信号差の重み付き最小自乗測定を最大化させることにより整列される。
平均は重み付き平均であり，他の一連のＢスキャンの対応するＡスキャンに対し低い相関を示す個々のＡスキャンは，相関が高いＡスキャンより最終的な平均値に対する寄与がわずかになっている
全ての計算は
パーソナルコンピュータ上で行われた
　５〜１５枚の連続して記録されたＢスキャンが，関心のある各網膜部位について探索された。一平均あたりに含まれるスキャンの具体的な数は，目視 − それは，画質のさらなる改善がみられなくなるまで新たなスキャンを加算したこと − により選択された。繰り返しの記録の間に走査線はシフトしないものと仮定した。明らかに横方向にずれた少数のスキャンは，単純に除外した。」
　
キ　２１１頁右欄「DISCUSSION」の欄の１〜４行目
「Our study confirms that reduction of speckle noise in optical coherence tomography by alignment and averaging of multiple OCT scans from identical retinal locations results in improved imaging of the retina.」
「我々の研究は，同じ網膜部位からの多数のＯＣＴスキャンの整列及び平均による光干渉断層における
スペックルノイズの減少
　
ク　「Figure 1」
「
」
　
ケ　２０８頁「Figure 1」の説明１〜２行目
「Transfoveal optical coherence tomograms of the right eye of a healthy 28 years old woman (horizontal section, nominal width 5 mm).」
「２８歳の健康な女性の右目における中心窩を横断する光干渉断層画像（水平方向の名目幅５ｍｍ）。」
　
コ　２０８頁「Figure 1」の説明７〜１２行目
「(A) Conventional single scan image from OCT2, the most prominent layers shown by arrows (from top to bottom: retinal nerve fibre layer (RNFL), photoreceptor layer (PL), retinal pigment epithelium (RPE), and choriocapillaries (ChC). (B) Average of nine scans from the same location.」
「（Ａ）ＯＣＴ２による従来のシングルスキャン像，矢印で示された最も明瞭な層（上から下の順に：網膜神経線維層（ＲＮＦＬ），光受容体層（ＰＬ），網膜色素上皮（ＲＰＥ），脈絡毛細管（ＣｈＣ））。（Ｂ）同じ場所における９スキャンの平均。」
　
サ　上記クに摘記した Figure 1 は上記ケのとおり光干渉断層画像であり，この画像の様子及び技術常識より，Ａスキャンは網膜の深度方向に，そしてこの深度方向に直交する方向にＡスキャンのラインを走査することによりＢスキャンが行われることは明らかである。
　
シ　上記ア〜キに「alignment」等の「align」に関する用語が用いられ，この「align」は，通常，日本語における「一直線にする」，「一列に整列させる」，「調整する」といった意味で用いられる用語であるから（株式会社研究社　電子辞書　新英和，株式会社大修館書店　ジーニアス英和辞典を参照した。），当審はこれを上記のとおり「整列」と認定した。
　この「整列」について，上記オに
「スキャンは，対応するＡスキャン間の信号差の重み付き最小自乗測定を最大化させることにより整列される。平均は重み付き平均であり，他の一連のＢスキャンの対応するＡスキャンに対し低い相関を示す個々のＡスキャンは，相関が高いＡスキャンより最終的な平均値に対する寄与がわずかになっている。」
「繰り返しの記録の間に走査線はシフトしないものと仮定した。明らかに横方向にずれた少数のスキャンは，単純に除外した。」
と記載されている。
　この記載では
（ア）「対応するＡスキャン間」の「対応する」とは何と何が対応するのか。
（イ）「最小自乗測定」と「整列」がどう関連するのか。
（ウ）「平均」で用いられる「重み」と，「最小自乗測定」の重みとの間には，関連があるのか否か。
（エ）「整列」と「平均」とは独立の演算なのか，それとも「平均」の結果として「整列」されるのか。
（オ）「繰り返しの記録の間に走査線はシフトしない」，「明らかに横方向にずれた少数のスキャンは，単純に除外した」のであるから，「整列」とは，どのようにずれた「列」をどのように「整」えることが意図されているのか。
等の事項が，たとえ当業者の技術常識を勘案したとしても不明である。
　したがって，甲第２号証の記載からは，「平均」と独立した演算として「整列」演算を行うという技術思想を当業者が把握することはできない。
　
ス　上記ア〜シび技術常識を総合すると，甲第２号証には，次の発明（以下「甲２発明」という。）が記載されているものと認められる。
　
「網膜の深度方向にＡスキャンを行い，これと直交する方向にＡスキャンのラインを走査することによりＢスキャンを行って光干渉断層画像を得る光干渉断層撮像装置と，
　同一の網膜部位で得られた一連の光干渉断層画像のＢスキャンについて，他の一連のＢスキャンの対応するＡスキャンに対し低い相関を示す個々のＡスキャンが，相関が高いＡスキャンより最終的な平均値に対する寄与がわずかとなる重み付き平均を行うことにより，スペックルノイズの減少した平均光干渉断層画像を生成するパーソナルコンピュータ。」
　
　
（３）甲第３号証
　本件の特許出願前に公開された甲第３号証には，次の事項が記載されている。なお，甲第３号証は英語で表現されているため，当審の仮訳を付した。（その仮訳に対して，発明の認定に直接的に利用する箇所に下線を付した。）
ア　１４５頁「1. INTRODUCTION」の欄の１〜１０行目
「The human eye is constantly in motion, even during attempts to fixate steadily. These motions include rapid jerks or saccades, slower drifts, and high frequency tremor, and are collectively referred to as“physiological nystagmus”or fixational eye movements. Fixational eye movements typically produce gaze instability of 10 or 15 arc minutes during sustained periods of attempted steady gaze. These movements are too small to be seen with the naked eye or with midlevel eye movement monitors, but they are a significant source of image artifact when imaging the retina with high resolution systems such as Optical Coherence Tomography1 or Adaptive Optics Scanning Laser Ophthalmoscopy (AOSLO) 2. Here we discuss the characteristics of these image artifacts as they relate to the AOSLO and we describe a method for recovering eye motions from the distortions they cause. This recovery is the first step in the process of removing the distortions, and it illustrates the power of retinal imaging as a method for studying the eye movements themselves.」
「人間の眼は，常に固視しようと努めても，絶え間なく運動している。これらの運動は，急激なジャークあるいはサッケード，緩慢なドリフト，及び高頻度の震動があり，まとめて「生理的な眼振」あるいは眼球固視運動と呼ばれている。典型的には，眼球固視運動により凝視を持続しようと努めている基幹に１０あるいは１５分角の凝視不安定状態が発生する。これらの運動は，小さすぎて裸眼あるいは中レベルの眼球運動モニタでは見ることができないが，光干渉断層又は補償光学走査レーザー検眼鏡（ＡＯＳＬＯ）のような高解像度のシステムで網膜を撮像するときは顕著な画像アーチファクト源となる。ここで，我々はＡＯＬＳＯに係るこれらの画像アーチファクトの特性を論じ，眼球運動が起こす歪みを修復する方法を説明する。この修復は歪みを除去する過程の第１歩であり，網膜撮像が眼球運動自体を研究する方法として威力となることを示している。」
　
イ　１４６〜１４７頁「1.3. AOSLO」の欄の１〜９行目
「The imaging distortions associated with eye movements have become more significant as the resolution of imaging systems has improved and the magnification has increased. SLO resolution has increased dramatically with the addition of adaptive optics technology to correct for the aberrations of the eye over the full diameter of a dilated pupil2. These systems allow for non-invasive imaging of individual photoreceptors in the living eye. However, because of the low illumination levels used (to maintain safe retinal exposures) the signal in each frame is quite low. S:N in a still image is normally improved by registering and adding multiple frames. But in an SLO, the images are significantly distorted by fixational eye movements because the image is captured over time from a scanning focused beam. therefore, registration is only possible after the image distortions due to eye movements are removed. Registration of successive frames taken with a moving eye can also allow for the assembly of a larger retinal image mosaic.」
「撮像システムの解像度が改良され拡大率が増加することに伴い，眼球運動に関連した画像の歪みがより重要になっている。ＳＬＯの解像度は，拡張瞳孔の全直径にわたって眼の収差を補正する補償光学技術の付加により，劇的に増加している。こうしたシステムは，生体眼の個々の光受容体の非侵襲的な撮像を可能にする。しかし，（網膜への露光を安全に保つための）低い照明レベルが用いられるため，
各フレームの信号は非常に低い。静止画像のＳ：Ｎは，位置合わせと複数フレームの加算により通常改善される
　
ウ　１４７頁下から２行目〜１４８頁１２行目
「2. Methods
2.1. AOSLO imaging.
Subjects were healthy adult males from the research group with many years of experience as experimental subjects. All procedures were approved by the University of Houston Institutional Review Board and subjects gave informed consent prior to measurements. Subjects were dilated with 2.5% Phenylephrine and 1% Tropicamide before imaging. The head was stabilized by a bite board. The scanning field was set to either 1.5 or 2.0 degrees square in different recording sessions, and imaging was centered on the fovea. Aberrations of the eye were corrected over a 5.9 mm pupil, using data from a Shack-Hartman wavefront sensor built into the AOSLO system. The scanning beam produced a near diffractionlimited focused spot with a diameter of approximately 2.5 microns at the retina, somewhat larger than the smallest photoreceptors, but sufficient to image individual parafoveal receptors and to produce high contrast image data from all parts of the retina.. The scanning rate was 30 Hz vertical and 16kHz horizontal. The horizontal scan was produced with a resonant mirror, resulting in a sinusoidal waveform. Video was captured during the relatively linear portion of the scan in one direction, and the remaining distortion due to the velocity variation over the scan was corrected for in software. Video sequences were digitized and stored to disk for off line analysis.」
「２．方法
２．１　ＡＯＳＬＯ撮像
　被験者は，研究グループから，実験対象として長年の経験をもつ健康な成人男性であった。全ての手順はヒューストン大学倫理委員会により承認され，測定前に被験者に対してインフォームドコンセントがなされた。被検者は，撮像前に，２．５％フェニレフリン，１％トロピカミドで散瞳された。頭部はバイト板で安定化された。走査範囲は異なる記録セッションで１．５又は２．０度平方に設定され，撮像は中心窩が中心になるように行われた。眼の収差は，ＡＯＳＬＯシステムに組み込まれたシャックハルトマンのウェーブフロントセンサからのデータを用いて５．９ｍｍ瞳孔にわたって補正された。走査ビームは最小の光受容体より幾分大きいが，個々の近隣窩を撮像し
網膜の全ての部分からの高コントラスト画像データを発生するに十分な
集光されたスポットを網膜に発生し
走査速度は垂直に３０Ｈｚ，水平に１６ｋＨｚ
一連のビデオ
　
エ　１４８頁下から４行目〜１４９頁１２行目
「2.3. Video analysis
Fixational eye movements were extracted from the raw AOSLO videos using a cross-correlation procedure. All frames in the video were compared to a single reference frame in order to determine how the eye had moved during the course of the imaging. Because the eye moves constantly during retinal imaging, no frame ever matches the reference frame exactly, and the reference frame itself is distorted by eye motion. Video frames were therefore subdivided into strips, and each strip was independently matched to the corresponding region of the reference frame. After all frames in a video sequence had been analyzed, the distortion in the reference frame was removed by taking the average relative shift found for all other frames, on the assumption that the actual average shift is zero for a fixating eye.
Because the fast scan direction is horizontal, a single scan line represents a snapshot of the retina and is virtually unaffected by most fixational eye motion. (A single horizontal scan captures its data in 25 microseconds, and even at the peak velocity of a microsaccade, the shift in this time is less than one pixel.) A strip of just a few lines is effectively a snapshot as well, unless a saccade occurs at that time. We typically use strips of 4 scan lines for our cross-correlation region, representing a compromise between enough image data to match reliably and having good temporal resolution. In the extractions reported here, strips from four equally spaced locations down each frame are analyzed, providing a sampling frequency of approximately 120 Hz (30 Hz video X 4 samples per frame). Temporal resolution up to 16 kHz is achievable if all scan lines in a frame are analyzed.」
「２．３　ビデオ解析
眼球固視運動が相互相関手順を用いて未処理の
ＡＯＳＬＯビデオ
網膜撮像
ビデオフレームが細片に細分割され，各細片が独立に基準フレームの対応する領域に位置合わせされた
　高速な走査は水平であるので，一本の走査ラインは網膜のスナップショットを表しており，ほとんどの眼球固視運動によって実質的な影響を受けることがない。（一本の水平走査で２５μ秒後にはそのデータが取得され，微動がピーク速度になっても，その時間でのシフトは１ピクセル以下である。）その時間で急な眼の動きが起こることがなければ，ほんの数ラインの細片でも実質的にスナップショットである。我々は，代表的には相互相関領域に対して４スキャンラインの細片を用いており，これは信頼性のある位置合わせに十分な画像データと時間的解像度を良くすることの折衷案となっている。ここで報告した抽出では，各フレームで下に等間隔の４つの位置からの細片が解析され，約１２０Ｈｚのサンプリング周波数（１フレームにつき３０Ｈｚビデオ×４サンプル）が得られている。１フレームの全ての走査ラインが解析されるのならば，１６ｋＨｚまでの時間的解像度が達成可能である。」
　
オ　１４９頁２０〜２３行目
「All the analysis was conducted using Matlab programs developed in house. Raw AOSLO videos in the form of AVI movies were first corrected for the scan nonlinearity, then each strip segment of each frame was cross-correlated to a larger, corresponding region in the reference frame. By default, the first frame of the movie was used as reference, but an alternate was chosen when the first frame had a large saccade or other obvious distortion.」
「全ての解析は，所内で開発されたMatlabプログラムを用いて行われた。ＡＶＩ動画形式の未処理のＡＯＳＬＯビデオは，まず走査非線形が補正され，続いて各フレームの各細片部分が対応する基準フレームの大きな領域と相互相関された。デフォルトとして，動画の
最初のフレームが基準として用いられ
　
カ　上記ア〜オ及び技術常識を総合すると，甲第３号証には，次の発明（以下，「甲３発明」という。）が記載されているものと認められる。
「網膜の全ての部分からの高コントラスト画像データを発生するに十分に集光されたスポットを網膜に発生し，これを水平方向に１６ｋＨｚ，垂直方向に３０Ｈｚの走査速度で走査して，網膜の一連のＡＯＳＬＯビデオを得て，各ＡＯＳＬＯビデオフレームを細片に細分割し，各細片を独立に，最初のフレームである基準フレームの対応する領域に位置合わせし，
　これを加算することにより，各フレームの信号が非常に低いことに起因するＳ：Ｎの低下を改善する網膜撮像方法。」
　
　
（４）甲第４号証
　甲第４号証には，本願の出願当時の技術水準を示す事項として，以下の記載がある。
ア　「【請求項１】被検査画像と基準画像とを比較しながら該被検査画像を検査するために、一方の画像と他方の画像との間の位置ずれ補正を行う画像の位置ずれ補正方法において、
前記２つの画像のうち、少なくとも一方の画像を部分領域に分割し、
該部分領域毎に前記位置ずれ補正を行うことを特徴とする画像の位置ずれ補正方法。
【請求項２】被検査画像と基準画像とを比較しながら該被検査画像を検査するために、一方の画像と他方の画像との間の位置ずれ補正を行う画像の位置ずれ補正装置において、
前記２つの画像のうちの一方の画像の少なくとも一部の画像を、部分領域に分割する領域分割手段と、
該部分領域毎に前記位置ずれ補正を行う領域毎補正手段とを備えたことを特徴とする画像の位置ずれ補正装置。」
　
イ　「【００１８】
【作用】検査対象となる画像が、例えば印刷物である場合には、紙やフィルム等の印刷媒体の伸縮や歪み等により、被検査画像が歪んでしまうことがある。又、該印刷物が輪転印刷機で印刷されたものである場合には、印刷中の該印刷物の蛇行等によっても、印刷された絵柄に歪みが生じてしまう。あるいは、被検査画像や基準画像を取り込む際に用いられる撮影手段にも歪みがあり、例えば撮影用レンズには湾曲歪み等の収差があるものである。被検査画像と基準画像とを同一の撮影用レンズにより撮影したとしても、その視野内での相対的位置がこれら被検査画像と基準画像とで異なってしまうと、これら画像間には湾曲歪みの生じ方に差異が生じ、結果として被検査画像に歪みが生じてしまう。本発明は、画像検査に際して行われる位置ずれ補正をより良好に行うために、このような被検査画像の歪み等の影響に着目して成されたものである。」
　
ウ　「【００２０】この図１のステップ５００において、まず、被検査画像と基準画像との少なくとも一方の画像を部分領域に分割する。続いてステップ５０２では、該部分領域毎に位置ずれ補正を行う。このように、前記第１発明では、被検査画像全体と基準画像全体とを一度に位置ずれ補正するのではなく、まず複数の部分領域に分割して、該部分領域毎に位置ずれ補正を行い、この後、例えば該部分領域毎に画像検査を行うようにしている。これにより、被検査画像の歪み等の影響を低減している。」
　
　
（５）甲第５号証
　甲第５号証には，本願の出願当時の技術水準を示す事項として，以下の記載がある。
ア　２頁右上欄７行目〜同頁左下欄７行目
「本発明の概要は、２枚の画像間の非線形な位置ずれが、局所的には線形な位置ずれとして近似できることに着目して２枚の画像をそれぞれ複数の部分領域に分割し、これらの各部分領域毎にその位置ずれ量を求め、これらの位置ずれ量から前記２枚の画像間の非線形な位置ずれに対する補正関数を求めたのち、この補正関数に従って上記画像の座標変換による位置合せを行うようにしたものである。
　従って本発明によれば分割された各部分領域毎にずれ量が求められ、このずれ量から計算される補正関数に従ってその位置ずれ補正を行うので、全体的に非線形な位置ずれを生じた画像であっても簡単に且つ正確に位置合わせを行うことが可能となる。しかも上記部分領域における補正関数を一次式として与えることが可能なので簡易に位置合せの為の座標変換計算を実行することができる。故にオペレータによる判断を介在することなしに極めて効果的に、且つ高速度に画像の位置合せを行うことができ、その実用的利点は多大である。」
　
　
２　対比・判断
（１）請求人は，甲２発明に甲１発明を適用し，これに甲３発明を適用することで，本件特許発明を当業者が容易に想到することができた旨を主張している（口頭審理調書参照）ので，ここで，本件特許発明１と甲２発明とを対比する。
　
ア　甲２発明の「網膜」について「Ｂスキャン」を行う「光干渉断層撮影装置」は，眼科で利用される装置であるのは明らかである。
　よって，甲２発明の「光干渉断層撮影装置」は，本件特許発明１の「眼科撮影装置」に相当する。
　
イ　甲２発明の「光干渉断層画像」は，本件特許発明１の「断層画像」に相当する。
　
ウ　甲２発明の「平均を行う」ことは，本件特許発明１の「加算処理して平均」することに相当する。
　よって，甲２発明の「平均を行うパーソナルコンピュータ」は，本件特許発明１の「加算処理して平均化させる加算処理手段」に相当する。
　
エ　甲２発明の「一連の光干渉断層画像」「について」「重み付き平均を行う」「パーソナルコンピュータ」は，本件特許発明１の「複数の断層画像を加算処理して平均化させる加算処理手段」に相当する。
　そして，引用発明の「パーソナルコンピュータ」が「光干渉断層撮像装置」に備えられているといえるか否かは明らかでないが，撮像から画像処理に至る一連の処理において共に用いられるものではある。
　したがって，「光干渉断層撮像装置」は「パーソナルコンピュータ」を単に有する，とみなすことはできる。
　よって，甲２発明の「一連の光干渉断層画像」「について」「重み付き平均を行う」「パーソナルコンピュータ」を有する「光干渉断層装置」と，本件特許発明１の「複数の断層画像を加算処理して平均化させる加算処理手段を備え」る「眼科撮影装置」とは，「複数の断層画像を加算処理して平均化させる加算処理手段を有する眼科撮影装置」である点で共通する。
　
オ　以上より，本件特許発明１と甲２発明とは，「複数の断層画像を加算処理して平均化させる加算処理手段を有する眼科撮影装置」である点で一致し，次の点で相違する。
　
「相違点１」
　本件特許発明１における「眼科撮影装置」は「測定光源と，測定光源から発せられた光を測定光と参照光に分割する分割手段と，前記分割手段によって分割された測定光を被検眼の所定部位上で走査させる走査手段と，被検眼の所定部位に照射された前記測定光による反射光と参照光とが合成された光を受光する受光素子と，を有し，被検眼の所定部位における断層画像を得るための干渉光学系と， 前記受光素子から出力される受光信号に基づいて断層画像を取得する画像処理部と，を備え」，「複数の断層画像」が「所定の走査領域にて前記測定光が複数回走査されることによって前記画像処理部によって取得された」ものであるのに対し，甲２発明ではそれが明らかでない点。
　
「相違点２」
　本件特許発明１の「加算処理手段」は，「眼科撮影装置」に備えられるのに対し，甲２発明の「コンピュータ」は「光干渉断層撮影装置」に備えられるのか否か定かでない点。
　
「相違点３」
　本件特許発明１の「加算処理手段」は，「前記取得された各断層画像を前記走査手段による前記測定光の走査方向に関して複数の領域に分割し，各断層画像間の位置ずれを前記分割された領域毎に検出し位置ずれ情報を得る検出手段と， 前記検出手段によって得られた前記位置ずれ情報に基づいて前記分割された領域毎に補正する補正手段と，を有し， 前記補正手段によって補正された各断層画像を加算し，平均化する」のに対し，
　甲２発明の「パーソナルコンピュータ」は「一連の光干渉断層画像」について「平均」を行うものの，その「平均」の対象となる断層画像が，「前記取得された各断層画像を前記走査手段による前記測定光の走査方向に関して複数の領域に分割し，各断層画像間の位置ずれを前記分割された領域毎に検出し位置ずれ情報を得る検出手段と， 前記検出手段によって得られた前記位置ずれ情報に基づいて前記分割された領域毎に補正する補正手段と，を有し， 前記補正手段によって補正された」ものであるのか不明な点。
　
オ　「相違点１」についての判断
（ア）甲１発明は，甲２発明の「光干渉断層撮影装置」と同様に，光の干渉を利用して被検眼の眼底の断層画像を形成する装置に関する。
　その甲１発明の「低コヒーレンス光源」，「測定光」，「ガルバノミラー」，「ＣＣＤ」は，それぞれ本件特許発明１の「測定光源」，「信号光」，「走査手段」，「受光素子」に相当する。
　そして，甲１発明では「ＣＣＤ」の出力から「断層画像を形成する」から，その「ＣＣＤ」以前に設けられた光学系は，「断層画像を形成する」ためのものである。
　よって，甲１発明の「低コヒーレンス光源から出力された低コヒーレンス光は，光カプラに導かれ，参照光と信号光とに分割され，参照光は参照ミラーによって反射され，参照ミラーにより反射された参照光は光カプラに導かれ，信号光は信号光の反射方向を互いに直交する方向に変更するようにそれぞれ作用するガルバノミラーにより反射されて被検眼に入射し，被検眼に入射した信号光は，眼底（網膜）上にて結像し反射されるとともに，眼底の深部領域にも到達して屈折率境界にて散乱され，光カプラに導かれ，光カプラは，参照ミラーにて反射されて戻ってきた参照光と，被検眼の眼底にて反射されて戻ってきた信号光とを重畳して，干渉光を生成し，ＣＣＤを含んで構成されるスペクトロメータに導光され，光カプラは，参照ミラーにて反射されて戻ってきた参照光と，被検眼の眼底にて反射されて戻ってきた信号光とを重畳して，干渉光を生成し」「この干渉光を受光」する「ＣＣＤ」からなる装置の構成は，本件特許発明１における「測定光源と，測定光源から発せられた光を測定光と参照光に分割する分割手段と，前記分割手段によって分割された測定光を被検眼の所定部位上で走査させる走査手段と，被検眼の所定部位に照射された前記測定光による反射光と参照光とが合成された光を受光する受光素子と，を有し，被検眼の所定部位における断層画像を得るための干渉光学系」に相当するものである。
　
（イ）また，甲１発明において，「ＣＣＤは，この干渉光を受光し，電気的な検出信号に変換してコンピュータに出力し，コンピュータは，ＣＣＤから入力される検出信号を解析して，被検眼の眼底の断層画像を形成する」。
　この甲１発明の「干渉光を受光し」た「ＣＣＤ」から「出力」される「検出信号」は，本件特許発明１の「受光素子から出力される受光信号」に相当する。
　そして，甲１発明の「コンピュータ」は，「光画像形成装置」において，「ＣＣＤから入力される検出信号を解析して，被検眼の眼底の断層画像を形成する」処理を行う部分である。
　よって，甲１発明の「ＣＣＤから入力される検出信号を解析して，被検眼の眼底の断層画像を形成する」「コンピュータ」は，本件特許発明１の「前記受光素子から出力される受光信号に基づいて断層画像を取得する画像処理部」に相当する。
　
（ウ）そして，甲２発明も甲１発明も，共に光の干渉を用いて網膜の断層画像を得ることに関する発明であり，甲２発明に甲１発明を適用するにあたって，格別な技術的困難性も阻害要因も見当たらない。
　
（エ）したがって，甲２発明の「光干渉断層撮影装置」において，光干渉断層撮影の機能を実行させるために，甲１発明の干渉光学系及び画像処理に関する構成を採用することは，当業者が容易に想到し得たことである。
　それにより，甲２発明の「スキャン」が測定光の走査により行われることは自明である。
　よって，甲２発明の「光干渉断層撮影装置」において，光干渉断層撮影の機能を実行させるために，甲１発明の干渉光学系に関する構成を採用し，相違点１に係る本件特許発明１の構成を想到することは，当業者が容易になし得たことである。
　
カ　「相違点２」についての判断
　甲１発明は，「断層画像」の形成に関する処理を行う「コンピュータ」を「断層画像」を撮影する装置に組み込んだものであり，これにより「断層画像」を形成するためのデータを取得する手段と「コンピュータ」との間のデータ転送が容易になることは自明である。
　よって，甲２発明においても「断層画像」を形成するためのデータ転送を容易にするため，「断層画像」の形成に関する処理を行う「パーソナルコンピュータ」を「光干渉断層撮像装置」に組み込むことにより，相違点２に係る本件特許発明１の構成を想到することは，当業者が容易になし得たことである。
　
キ　「相違点３」についての判断
　請求人は，相違点３に相当する点に関して，甲２発明に甲３発明を適用することについて主張（陳述要領書の５頁「４」参照。）しているので，その点について検討する。
（ア）＜甲２発明と甲３発明が解決しようとする課題の観点からみて＞
　甲３発明は，網膜において光を走査して得た２次元画像の平均に関する発明であり，この点で甲２発明と共通する。そのうち甲２発明における平均は，スペックルノイズの減少のために行われるものであり，これに対し，甲３発明における平均は，各フレームの信号が非常に低いことに起因するＳ：Ｎの低下を改善するために行われるものであるから，平均をとる目的は，両発明間で相違する。
　この相違について，以下，具体的に検討する。
　甲２発明が減少させようとするスペックルノイズについて，甲第２号証には，上記１（２）カに摘記したように「網膜の測定領域における散乱体付近で後方散乱されたコヒーレントな波同士の干渉で生じ」ることが記載されている。さらに，甲第２号証の記載事項を摘記した上記１（２）カには，「スペックルパターンを変化させるためには，測定の構成とサンプル，又はその逆，の幾何学的／物理的な変化が必要であ」るが，この変化を，「連続するＢスキャンの間に，目の完全な幾何学的形状とＯＣＴ装置を再現するに当たって，不可避的な不正確さにより，かなりの変動が発生する」ため，「発生したスペックルが連続するＢスキャン間で変化する」旨が記載され，この「変化」を利用して，「連続するＢスキャン」で得られた画像を平均することにより実現するものである。
　これに対し，甲３号証が改善しようとするＳ：Ｎの低下は，各フレームの信号，すなわち網膜から返ってくる光の強度が弱いため，技術常識を踏まえれば，この弱い光を受光したＣＣＤの出力におけるシグナル成分と，ＣＣＤの熱雑音などランダムなノイズ成分との比が小さいことに起因する。そのノイズ成分がランダムなので，甲３発明は，異なる時刻に得られた画像間で位置合わせをした後に平均することにより，異なる時刻に得られた画像間で変化しないシグナル成分に対する，異なる時刻に得られた画像間でランダムに変化するノイズ成分の比を大きくし，Ｓ：Ｎが改善することを利用するものである。
　したがって，甲２発明と甲３発明が解決しようとする課題は，ノイズを減少させる，という上位概念でとらえれば共通するものの，前者は散乱体における干渉で生じるスペックルノイズ，後者はＣＣＤで生じるランダムノイズであるから，ノイズの発生原理も，それが減少される原理も異なる。してみれば，甲３発明でいうところの位置合わせが，必ずしも甲２発明において必要かどうかは定かではない。
　よって，発明が解決しようとする課題の観点からみて，甲３発明の位置合わせを甲２発明に適用することを，当業者が容易に想到し得たということはできない。
　
（イ）＜甲２発明と甲３発明のスキャン方向の観点からみて＞
　甲２発明においては，深度方向（以下，「Ｚ方向」という。）にＡスキャン，それと直交する方向（以下，「Ｘ方向」という。）にＢスキャンが行われる。
　これに対し，甲３発明においては，深度方向に直交する２方向である水平方向と垂直方向にスキャンが行われるものである。その走査速度について，甲３発明はそれぞれ１６ｋＨｚと３０Ｈｚであり，技術常識を踏まえれば，水平方向のスキャンが，集光されたスポットの移動が相対的に速いスキャンであり，垂直方向の走査は集光されたスポットの移動が相対的に遅いスキャンである。
　甲２発明と甲３発明のスキャン方向を比べると，甲３発明における水平方向のスキャンは，甲２発明のＸ方向のスキャンに相当し，甲３発明の垂直方向のスキャンに相当するスキャンは，甲２発明では行われない。仮に，甲第１号証の記載事項として上記１（１）ウ及びエに摘記した図に示されているように，光干渉断層撮像において３次元撮像を行うのであれば，その上記１（１）ウ及びエに摘記した図４及び６に示されたＹ方向のスキャンが行われ，このＹ方向が甲３発明における垂直走査の方向に相当することになるが，甲２発明はＹ方向の走査により断層像を形成しようとするものではない。
　したがって，甲３発明の「各ＡＯＳＬＯビデオフレームを細片に細分割し，各細片を独立に，最初のフレームである基準フレームの対応する領域に位置合わせ」する技術を，甲２発明に採用しようとしても，細片に細分化する方向が甲２発明には存在しない。
　甲２発明のような光干渉断層撮像においても，甲１号証に記載されているように３次元スキャンが行われているものであり，そのときには甲３発明と同様のスキャン速度の関係を持つＸ方向とＹ方向のスキャンが存在するのであるから，甲３発明におけるスキャン速度の関係のみに着目して，甲２発明におけるＸ方向とＺ方向のうち，相対的に遅いＸ方向について分割するというのは，本件特許を見た上での後知恵と言わざるを得ない。
　また，仮に，甲２発明の光干渉断層撮像で３次元スキャンを行い，Ｙ方向とＺ方向とで張られる断層像を再構成したとして，これを甲３発明にならってＹ方向で分割したところで，甲３発明はＸ方向とＹ方向で張られる平面についての位置合わせであるから，Ｙ方向とＺ方向とで張られる断層像についてどのように分割し位置合わせを行えば良いのか明らかでない。
　
（ウ）＜甲第３号証に「光干渉断層」と記載されていることを踏まえて＞
　上記１（３）アに「眼球固視運動により凝視を持続しようと努めている基幹に１０あるいは１５分角の凝視不安定状態が発生する。これらの運動は，小さすぎて裸眼あるいは中レベルの眼球運動モニタでは見ることができないが，光干渉断層又は補償光学走査レーザー検眼鏡（ＡＯＳＬＯ）のような高解像度のシステムで網膜を撮像するときは顕著な画像アーチファクト源となる。」と記載されている。
　これは，光干渉断層でもＡＯＳＬＯでも，１つの画像中において，眼球の動きにより歪みが生じることを意味しているが，甲第３号証に具体的な解決手段が記載されているのは，ＡＯＳＬＯのときのみである。
　上記１（３）アの記載から，光干渉断層のときにも歪むので，歪みを補正するということは示唆されているといえるであろうが，では，光干渉断層のとき，歪みの除去をどうするのか，さらに，ＡＯＳＬＯと同様に歪みを除去した後に平均を行うのか否か，そして，その結果，どういう効果が得られるのか，当業者には定かでない。
　
（エ）＜周知技術を勘案して＞
　請求人は，甲第４号証と甲第５号証を提示して，画像を複数の領域に分割し，部分領域毎に位置ずれを検出して補正することは，画像処理における周知技術である旨を主張している。
　しかし，その甲第４号証及び甲第５号証の記載事項（上記第４の１（４）及び（５）参照。）からは，甲２発明の光干渉断層画像の分割方向が明らかにはならない。
　また，甲第４号証及び甲第５号証に記載されたような一般的な画像処理における周知技術が，甲２発明の光干渉断層画像のようにスペックルノイズを含む画像の位置合わせ，そしてスペックルノイズの減少に有効なのか否か明らかでない。
　よって，仮に，画像を複数の領域に分割し，部分領域毎に位置ずれを検出して補正することが，画像処理における周知技術であったところで，これを甲２発明に適用して相違点３に係る本件特許発明１の構成を想到することを当業者が容易になし得たとはいえない。
　
（オ）　上記（ア）〜（エ）より，甲２発明に甲３発明を適用して相違点３に係る本件特許発明１の構成を想到することは，当業者が容易になし得たものではない。
　
ク　以上より，本件特許発明１は，甲２発明に甲１発明を適用し，これに甲３発明を適用することで，当業者が容易に想到することができたものではない。
　
（２）上記（１）では，本件特許発明１と甲２発明とを対比して検討を進めたが，ここで本件特許発明１と甲３発明とを対比して検討しようと試みるが，結局のところ，上記（１）キにて検討したように，甲３発明のＡＯＳＬＯビデオにおける細分化，位置合わせ及び平均の技術を，どのように光干渉断層画像で行えば良いのか，そしてこれが光干渉断層画像においても有効なのか否か定かでないため，甲３発明のＡＯＳＬＯビデオを光干渉断層画像に変更することを当業者が容易に想到し得たとはいえない。
　よって，本件特許発明１と甲３発明とを対比して検討を進めたところで，本件特許発明１が，甲３発明に甲２発明及び甲１発明を適用して当業者が容易に想到し得たものであるとはいえない。
　
（３）ここで，仮に甲１発明を本件特許発明１と対比して検討を進める。
　甲１発明に甲２発明の一連のＢスキャン及び平均の技術を付加することまでは，当業者が容易に想到し得たことであるといえるが，この平均について，さらに甲３発明を付加することによって，断層画像の分割，位置合わせ，及び平均に係る本件特許発明１の構成を想到することは，上記（１）キでの検討も踏まえれば，当業者が容易になし得たこととはいえない。
　
（４）上記（１）〜（３）より，本件特許発明１は，甲１〜３発明に基づいて当業者が容易に想到し得たものではない。
　そして，本件特許発明２及び３は，本件特許発明１にさらに限定事項を付加したものであるから，これも，甲１〜３発明に基づいて当業者が容易に想到し得たものでないことは明らかである。
　よって，請求人の主張する理由によって，本件特許を無効とすることはできない。
　
　
第５　むすび
　以上のとおり，請求人の主張する理由によっては，本件特許を，特許法第２９条第２項の規定に違反するとすることができないから，本件特許は，同法１２３条第１項第２号の規定に該当せず，無効とすることができない。
　
　審判に関する費用については，特許法第１６９条第２項の規定において準用する民事訴訟法第６１条の規定により，請求人が負担すべきものとする。
　
　よって，結論のとおり審決する。