【事件の表示】
　特願２０１２−５４６３８７「試料体液における検体の濃度を測定するシステムおよび方法」拒絶査定不服審判事件〔平成２３年　７月　７日国際公開、ＷＯ２０１１／０７９９３８、平成２５年　５月１３日国内公表、特表２０１３−５１６５９９〕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
　本願は、２０１０年１２月２３日（パリ条約による優先権主張２００９年１２月３０日　米国）を国際出願日とする出願であって、平成２６年６月１１日付けで拒絶理由が通知され、同年１１月１２日に意見書が提出されるとともに同日付けで手続補正がなされたが、平成２７年２月１８日付けで拒絶査定がされ、これに対して、同年６月１８日に拒絶査定不服審判の請求がなされ、同時に手続補正がなされたものである。
第２　平成２７年６月１８日にされた手続補正についての補正の却下の決定
［補正却下の決定の結論］
　平成２７年６月１８日にされた手続補正（以下、「本件補正」という。）を却下する。
［理由］
１　本件補正について
　本件補正は、補正前の特許請求の範囲（すなわち平成２６年１１月１２日付け手続補正書のもの）の請求項１の記載を、以下のとおり、補正後の特許請求の範囲の請求項１のものに補正する事項を含むものである（下線は補正箇所を示す）。
（補正前）
「【請求項１】
試薬の化合物と接触する生体の体液の医学的に重要な成分の濃度を決定する方法であって、
ａ）前記生体の体液に、ＡＣ成分を有する第１の信号を印加する工程
ｂ）前記第１の信号に対する第１の応答を測定する工程
ｃ）前記生体の体液に第２の信号を印加する工程、ここで、前記第２の信号はＤＣ信号である、
ｄ）前記第２の信号に対する第２の応答を測定する工程、および
ｅ）前記医学的に重要な成分の濃度の表示を生成するために前記第１の応答と前記第２の応答とを組み合わせる工程を含んでおり、
前記第１の信号が、非ファラデー電流応答が生成される程度に低電位の複数のＡＣ信号の波形からなる多周波励起波形を含んでいる方法。」
（補正後）
「【請求項１】
試薬の化合物と接触する生体の体液の医学的に重要な成分の濃度を決定する方法であって、
ａ）前記生体の体液に、ＡＣ成分を有する第１の信号を印加する工程
、
ｂ）前記第１の信号に対する第１の応答を測定する工程
、
ｃ）前記生体の体液に第２の信号を印加する工程、ここで、前記第２の信号はＤＣ信号である、
ｄ）前記第２の信号に対する第２の応答を測定する工程、および
、
ｅ）前記医学的に重要な成分の濃度の表示を生成するために前記第１の応答と前記第２の応答とを組み合わせる工程を含んでおり、
前記第１の信号
は、前記体液の試料が多重周波数によって同時に励起され、前記多重周波数の全てについて同時に収集される測定データを前記第１の応答が含むように、異なる周波数の足し合わされる複数の個々の波形からなる多周波励起波形を含み、
前記第１の信号に足し合わされる前記個々の波形のそれぞれは、
を有して
、
　すると、本件補正は、補正前の特許請求の範囲の請求項１に係る発明の発明特定事項である「体液」、「第１の応答」、及び「複数のＡＣ信号の波形」について、それぞれ、「体液の試料が多重周波数によって同時に励起され」る点、「前記多重周波数の全てについて同時に収集される測定データを」「含む」点、及び、「異なる周波数の」「複数の個々の波形」であって「足し合わされる」点を限定する補正事項を含むものであり、当該補正事項は、特許請求の範囲のいわゆる限定的減縮を目的とする補正事項を含むものであるといえる。
　よって、本件補正による請求項１に係る発明の補正は、特許法第１７条の２第５項第２号に掲げる事項（特許請求の範囲のいわゆる限定的減縮）を目的とするものである。
２　独立特許要件違反についての検討
　そこで、次に、本件補正後の特許請求の範囲の請求項１に係る発明（以下、「本願補正発明」という。）が特許出願の際独立して特許を受けることができるものであるか（特許法第１７条の２第６項において準用する同法第１２６条第７項の規定に違反しないか）について検討する。
（１）　引用例
ア　引用例１
　原査定の拒絶の理由に引用され、本願の優先権主張の日前に頒布された刊行物である特表２００７−５２４８２５号公報（以下、「引用例１」という。）には、次の事項が記載されている（下線は当審において付加したものである）。
（１ａ）　「【請求項１】
生物学的流体の医学的に有意な成分の濃度を決定する方法であって、
ａ）ＡＣ成分を持つ第１信号を、前記生物学的流体に印加すること、
ｂ）前記第１信号に対する第１応答を測定すること、
ｃ）第２信号を前記生物学的流体に印加し、前記第２信号がＤＣ信号であること、
ｄ）前記第２信号に対する第２応答を測定すること、および
ｅ）医学的に有意な成分の濃度の表示を生じるように、前記第１応答を前記第２応答に組み合わせることを含んでなる
ことを特徴とする方法。
…………
【請求項８】
前記第１信号が多数の周波数を含み、
…………
【請求項１４】
前記生物学的流体を試薬と反応させる
（１ｂ）　「【００３６】
　全ての４つのＡＣ測定が行われると、１６０に示されるように、信号は、短時間にゼロ振幅まで減少されることが好ましい。そこで、１７０に示されるように、ＤＣ励起が始まる。ＤＣ励起の振幅は、生じる応答あるいは応答堅牢性を最大にするために、使用される試薬に基づいて選択されるのが、有利である。たとえば、フェリシアナイドが、２電流測定システム中に使用されるとすると、ＤＣ振幅は、約３００ｍＶになるのが好ましい。たとえば、他の例では、ニトロソアニリン誘導体が、２電流測定システム中に使用されるとすると、ＤＣ振幅は約５００から５５０ｍＶになるのが好ましい。代わりの例においては、第３参照電極が使用されると、ＤＣ振幅は、フェリシアナイドに対しては６００ｍＶ（銀／塩化銀参照電極に対して）およびニトロソアニリン誘導体に対して４０から１００ｍＶ（銀／塩化銀参照電極に対して）であることが、好ましい。ＤＣ励起のあいだ、測定は１００ポイント／秒の速度で行われるのが、好ましい。反応が、作用電極の次の未反応グルコースの拡散により制限されるので、電流応答は、減衰曲線にしたがう（コットレル曲線として知られている）。得られる安定状態振幅（測定されあるいは推定された）は、技術に公知であるように、サンプルのグルコース推定を決定するために使用される。そこで、血液中のグルコース濃度により近接して対応する補正された推定は、以下により詳細に説明されているように、干渉物の影響を補正するためのＡＣ信号に対するサンプルのインピーダンスを使用することにより決定される。」
（１ｃ）　「【００９８】
　実施例５：０．３９７μｌのサンプルを用いた、組み合わせＡＣおよびＤＣ測定
　本発明の測定方法が、他のテストストリップ設計の場合にも同様に有用であることが見出された。実施例５は、図１７Ａおよび１７Ｂ中に図示され、１７００で一般的に示されているテストストリップ設計を用いて行った。図１７Ａを参照して、テストストリップ１７００は、５０ｎｍの導電性（金）層（たとえば、スパタリングあるいは蒸着）で被覆された３５０μｍ厚みのポリエステル（好ましい実施形態においては、これは、デュポン社から入手可能なメリネックス３２９である。）の不透明な断片から形成されている底箔層１７０２を含んでいる。電極および接続トレースは、その後レーザ切除プロセスにより、導電性層にパターン形成され、示されているように、作用電極、対極および用量充足電極（以下にさらに詳細に記載されている）を形成する。このレーザ切除プロセスは、石英上クロムマスクを経由して通過するエキシマレーザ手段により行われる。マスクパターンは、レーザフィールドの一部の反射を生じ、一方フィールドの他の部分の通貨を生じ、レーザ光により接触された表面から放出されたパターンを金上に形成する。」
（１ｄ）　「【０１２７】
　図１８において得られた有望な結果に基づいて、テストストリップ１７００に印加された図１９の励起信号を用いて、さらなるテストが設計された。
励起は、ほぼ１．８秒間印加された１０ｋＨｚのＡＣ信号、ほぼ０．２秒間印加された２０ｋＨｚのＡＣ信号、ほぼ０．２秒間印加された２ＨｚのＡＣ信号、ほぼ０．２秒間印加された１ＨｚのＡＣ信号、およびほぼ０．５秒間印加されたＤＣ信号を含んでいる。ＡＣ信号は、１２．７ｍＶピークの振幅を持っていたが、ＤＣ信号は５５０ｍＶの振幅を持っていた。
【０１２８】
　５つのグルコースレベル（４０、１２０、２００、４００および６００）、５つのヘマトクリットレベル（２０、３０，４５，６０および７０％）および５つの温度（１２、１８、２４、３２および４４℃）を表すスパイクされた静脈血液サンプルを使用して、共分散研究を設計した結果、１２５の別の組み合わせを得た。以前の例と同様に、アドミタンス、温度およびヘマトクリットのあいだの関係を試験し、かつプロットして（図２０は、温度が変化したときの、２０ｋＨｚにおけるアドミタンス対ヘマトクリットを示している）、また温度依存の様式で、アドミタンスが、ヘマトクリットに対して直線的関係があることが確認された。しかし、新たなる発見は、ＡＣ応答の位相角は温度とは独立した様式で、ヘマトクリットと相関しているということであった。２０ｋＨｚのＡＣ応答の位相角は、図２１中に、ヘマトクリットに対してプロットされている。１０ｋＨｚで測定された位相角に対する結果は、同様であった。したがって、血液サンプルのヘマトクリットは、次の位相角情報のみを用いて確実に推定される。
【０１２９】
【数１１】
　Ｈest ＝ ｃ0＋ｃ1(Φ10kHz−Φ20kHz)＋ｃ2(Φ2kHz−Φ1kHz)　（式１１）
【０１３０】
　本実施例５中で使用されるテストストリップに対して、位相角とヘマトクリットのあいだの相関関係は、より高周波数で良好である。このために、定数ｃ2は、ゼロに近くなり、かつＨestは、１０ｋＨｚおよび２０ｋＨｚのデータのみを使用して確実に推定することが出来る。しかし、低周波数の使用は、Ｈest関数のストリップ対ストリップ可変性において、わずかな向上を見せる。したがって、本発明は、少なくとも１つのＡＣ周波数で行われ、より好ましくは、少なくとも２つのＡＣ周波数で行われ、また最も好ましくは、少なくとも
４つのＡＣ周波数で行われるＡＣ位相角測定のみを用いて、ヘマトクリットを推定
【０１３１】
　
ヘマトクリットは、ＡＣ応答データのみを用いて決定可能であり、
【０１３２】
【数１２】
　Ｔest ＝ ｂ0＋ｂ1(Ｙ10kHz−Ｙ20kHz)＋ｂ2(Ｙ2kHz−Ｙ1kHz)＋ｂ3Ｈest　（式１２）
　式中、ｂ0、ｂ1、ｂ2およびｂ3は、定数である。
ＡＣ応答データからのヘマトクリットおよび温度の推定は、より多くのあるいはより少ない周波数測定で行っても良く、
４つのＡＣ周波数で行われるＡＣ応答測定のみを用いて、テストサンプル温度を推定する
（１ｅ）　「【０１３７】
　式１３中の定数は、先行技術で公知なように、回帰分析を用いて決定することが出来る。したがって、本発明は、ＡＣ位相角応答を用いることにより、ヘマトクリットの推定を可能にしている（式１１）。推定されたヘマトクリットおよび測定されたＡＣアドミタンスは、推定された温度を決定するために使用できる（式１２）。最後に、
推定されたヘマトクリットおよび推定された温度は、予測されたグルコース濃度を得るために、測定されたＤＣ応答を用いて使用できる
（１ｆ）　「【図１７Ａ】
【図１７Ｂ】
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　」
イ　引用発明１
（ア）　上記（１ｄ）の【０１２７】の記載において「２Ｈｚ」、「１Ｈｚ」の「ＡＣ信号」が「印加」される「０．２秒」間よりも、「２Ｈｚ」、「１Ｈｚ」の周期が長いこと、及び、同（１ｄ）の「式１１」の「Φ」と「式１２」の「Ｙ」との添字にそれぞれ「２ｋＨｚ」と「１ｋＨｚ」とが付されていることから、当該【０１２７】の「２Ｈｚ」及び「１Ｈｚ」は、それぞれ「２
ｋ
ｋ
（イ）　上記（１ｄ）の【０１２９】の式１１、【０１３２】の式１２、【０１３１】の「ヘマトクリットは、ＡＣ応答データのみを用いて決定可能であり」の記載、【０１３２】の「ＡＣ応答データからのヘマトクリットおよび温度の推定は、より多くのあるいはより少ない周波数測定で行っても良く」の記載を踏まえると、【０１３０】の「４つのＡＣ周波数で行われるＡＣ位相角測定のみを用いて、ヘマトクリットを推定」及び【０１３２】の「４つのＡＣ周波数で行われるＡＣ応答測定のみを用いて、テストサンプル温度を推定する」の記載は、
４つのＡＣ周波数で行われるＡＣ応答測定によるＡＣ応答データから、ヘマトクリットおよびテストサンプル温度を推定する
（ウ）　上記（ア）及び（イ）を踏まえて上記（１ａ）ないし（１ｆ）の記載を総合すると、引用例１には、
「試薬と反応させる生物学的流体の医学的に有意な成分の濃度を決定する方法であって、
ａ）ＡＣ成分を持つ第１信号を、前記生物学的流体に印加すること、
ｂ）前記第１信号に対する第１応答を測定すること、
ｃ）第２信号を前記生物学的流体に印加し、前記第２信号がＤＣ信号であること、
ｄ）前記第２信号に対する第２応答を測定すること、および
ｅ）医学的に有意な成分の濃度の表示を生じるように、前記第１応答を前記第２応答に組み合わせることを含んでなり、
　前記第１信号が多数の周波数を含み、
　励起は、ほぼ１．８秒間印加された１０ｋＨｚのＡＣ信号、ほぼ０．２秒間印加された２０ｋＨｚのＡＣ信号、ほぼ０．２秒間印加された２ｋＨｚのＡＣ信号、ほぼ０．２秒間印加された１ｋＨｚのＡＣ信号、およびほぼ０．５秒間印加されたＤＣ信号を含み、ＡＣ信号は、１２．７ｍＶピークの振幅を持ち、ＤＣ信号は５５０ｍＶの振幅を持ち、
　４つのＡＣ周波数で行われるＡＣ応答測定によるＡＣ応答データから、ヘマトクリットおよびテストサンプル温度を推定し、
　推定されたヘマトクリットおよび推定された温度は、予測されたグルコース濃度を得るために、測定されたＤＣ応答を用いて使用できる、方法。」
の発明（以下、「引用発明１」という。）が記載されている。
ウ　引用例２
　原査定の拒絶の理由に引用され、本願の優先権主張の日前に電気通信回線を通じて公衆に利用可能となった国際公開第２００８／１３８５５３号（以下、「引用例２」という。）には、次の事項が記載されている（なお、日本語訳として引用例２に対応する特表２０１０−５２６３０８号公報を参照した。また、下線は当審において付加したものである）。
（２ａ）　「As disclosed in pending US Application 10/688,312 (US Application Publication 2004/0157337) which is hereby incorporated by reference herein in its entirety, the phase angle of the current response to an AC signal of relatively low frequency and low potential may be used to obtain information about the analyte content of a fluid sample in the presence of a reagent containing an easily reversible redox mediator such as potassium ferricyanide. For example, with that particular reagent in the sensor, an applied DC potential difference, such as about 300 mV, is suitable to generate a Faradaic response in a bi-amperometric measurement. Similarly, an applied AC potential, for example about 56.56 mV rms, is sufficient to generate a Faradaic current response. It has also been noted that different reagent compounds, such as nitrosoaniline and derivatives thereof, may be used in amperometric sensors. See, e.g., U.S. Patents 5,122,244 and 5,286,362, and pending U.S. Patent Applications US-2005-0013731-A1, US-2005-0016844-A1, US-2005-0008537-A1, and US-2005-0019212-A1, all incorporated by reference herein in their entireties. In sensors with these reagents, a relatively larger DC potential difference, such as 450 to 550 mV, should suitably be applied to the sensor to generate a Faradaic current response in a bi-amperometric measurement. Referring to Figure 27, according to one set of experimental data, DC potentials ranging from about 200 mV to about 500 mV are sufficient to generate a Faradaic current response in a bi-amperometric measurement system using reagent compounds comprising nitrosoaniline and derivatives thereof. Similarly, a relatively larger AC potential, such as 300 mV rms, should suitably be applied to a sensor using reagent compounds comprising nitrosoaniline and derivatives thereof to generate a suitable Faradaic response. By varying the magnitude of the applied AC signal and determining the characteristics of the AC response, it is possible for one skilled in the art of electrochemical sensors, in conjunction with the teachings contained herein, to determine the preferred potential for any particular reagent that is included in the sensor. Thus, different reagents may require different applied potential thresholds to generate a useful faradic current response.」（明細書第７ページ第３行−第２７行）
（訳：全体としてここに参照文献として組み入れられる、係属中の米国特許第１０／６８８３１２号明細書（米国特許出願公開第２００４／０１５７３３号明細書）に開示されているように、比較的低い周波数および低い電位のＡＣ信号に対する電流応答の位相角は、
フェリシアン化カリウムなどの可逆性の強い酸化還元メディエータを含む試薬の存在下で
約５６．５６ｍＶｒｍｓの印加ＡＣ電位はファラデー電流応答を発生させるのに充分である
（２ｂ）　「Also, it will be appreciated by those skilled in the art that the alternating applied potential may have many forms besides the pure sinusoidal signal used for the tests described hereinabove. As used herein, the phrase a signal having an AC component refers to a signal which has some alternating potential (voltage) portions. For example, the signal may be an AC signal having 100% alternating potential (voltage) and no DC portions; the signal may have AC and DC portions separated in time; or the signal may be AC with a DC offset (AC and DC signals superimposed). Furthermore, an AC portion may include multiple frequencies applied in sequence, separated in time or immediately sequenced, and even applied simultaneously as a multi-frequency signal.
Regarding the latter, the systems and methods described herein are also useful when measuring analyte concentrations in fluid samples with multiple AC excitations. For example, an additional experiment was performed in order to demonstrate the usefulness of the methods disclosed herein in combination with the methods disclosed in co-pending published U.S. patent applications US-2004-0157339-A1, US-2004-0157337-A1, 2004/0157338-A1, US-2004-0260511- Al, US-2004-0256248-A1 and US-2004-0259180-A1 in order to achieve an accurate measurement result in a very short time. This additional experiment also demonstrated the usefulness of the methods disclosed herein to achieve accurate results with a combined multi- frequency AC excitation waveform without a DC offset imposed on the AC excitation, which allows not only short measurement times, but also adaptive measurement sequences, since the AC signal collection does not permanently alter the sensed chemistry in the way that a DC measurement does because of the alternating polarity of the applied excitation. Moreover, the additional frequencies of the AC signals are applied at low excitation AC potentials, per the methods disclosed in co-pending published U.S. patent applications US-2004-0157339-A1, US- 2004-0157337-A1 , 2004/0157338-A1, US-2004-0260511-A1, US-2004-0256248-A1 and US-2004- 0259180-Al, in order to generate a non-Faradaic current response from which a phase angle provides an indication of certain interfering factors, from which indication a determination of one or more interferent corrections can be made and used for more accurately determining the analyte concentration in the fluid sample.
In this experiment, whole blood samples having six different glucose target concentrations (30, 60, 90, 250, 400 and 600 mg/dL) and three different hematocrit target concentrations (25%, 45% and 65%) were analyzed in a covariate study. A simultaneous multi-frequency excitation waveform was created by summing sine waves of one period at 30OmV rms, 10 periods at 9mV rms, and 100 periods at 9mV rms. This gave three frequencies to be used for the analysis with a frequency ratio of 1/10/100. This excitation signal was applied to the sensors at a 128 Hz repetition rate, thus the frequencies applied and available for analysis at the fundamental frequency were 128 Hz, 1280 Hz and 12800 Hz. Data were collected at 100 ms intervals. 100 ms intervals of data ending at 500 ms, 1000 ms and 3000ms were analyzed.
First, the 128 Hz fundamental frequency data were extracted from the measured data using DFT (Discrete Fourier Transform). This data was analyzed using the same methodology discussed above. That is, the real and imaginary components of the Admittance were calculated and plotted against each other, an offset intercept from the natural origin was determined so that the data converged to a single point, and the slope of the line connecting the offset point and the data set was determined. To accommodate the analysis software used in the experiments, this value was transformed by the equation
K = 90 - Arctan(slope)　　　　　　　　　　　　 (Equation 4)
to create a positive valued parameter which increases with increasing glucose. After creating a calibration curve for glucose from the model
Glucose = Intercept + Slope * (K) ＾ Power　　　 (Equation 5)
by nonlinear fit of the parameters Intercept, Slope and Power, the predicted glucose values were calculated for each measured sample and a total system error (TSE) was calculated for each time point, as will be appreciated by those skilled in the art.」（明細書第１５ページ第１６行−第１６ページ第３１行）
（訳：また、交流印加電位は、前述の説明の試験において使用された純粋な正弦波信号に加えて多くの形状を有し得ることが当業者に理解される。ここで使用されるように、「ＡＣ成分を有する信号」という表現は、いくつかの交流電位（電圧）部を有する信号を称する。たとえば、信号は、１００％の交流電位（電圧）を有しＤＣ部分のない「ＡＣ信号」であることがあり、または信号は、時間により分離されたＡＣおよびＤＣ部分を有することがあり、あるいは、信号は、ＤＣオフセットを有するＡＣ（ＡＣおよびＤＣ信号の重畳）であり得る。さらに、
ＡＣ部分は、
連続して速やかに、順に印加される複数の周波数と、また複数の周波数信号として同時に印加される複数の周波数とを含み得る
後者に関して
低励起ＡＣ電位にて印加され、位相角が特定の妨害因子の表示を供し、１以上の干渉物の修正の判断がされて流体試料中の検体濃度のより正確な測定に使用され得る非ファラデー電流応答を発生させる。
この実験において、６つの異なるグルコース標的濃度（３０、６０、９０、２５０、４００および６００ｍｇ／ｄＬ）および３つの異なるヘマトクリット標的濃度（２５％、４５％および６５％）を有する全血試料が共変量調査において分析された。
同時複数周波数の励起波形は、
正弦波を合計することにより生成された
データは１００ｍｓ間隔で収集され
まず、
ＤＦＴ（離散フーリエ変換）を使用して、測定されたデータから１２８Ｈｚの基本周波数データが抽出され
K = 90 - Arctan(slope) 　　　　　　　　　　　　　(数式4)
Glucose = Intercept + Slope * (K)  ＾  Power 　　　(数式5)
モデルから、パラメータの切片、傾斜および指数の非線形適合によるグルコースに対する検量線を作成した後、当業者に理解されるように、予測グルコース値は各々の測定試料に対して算定され、トータルシステムエラー（ＴＳＥ）がそれぞれの時点において算定された。）
（２ｃ）　「The data from the other frequencies having low potential AC excitation was also extracted from the original signal using DFT. The magnitude and phase of the Admittances were calculated and used in the calibration model in the same way as discussed hereinabove.」（明細書第１７ページ第１行−第３行）
（訳：また、
低電位ＡＣ励起を有する他の周波数からのデータがＤＦＴを使用して原信号から抽出された。アドミッタンスのマグニチュードおよび位相が算出され、
方法で較正モデルにおいて使用された
エ　周知例
　本願の優先権主張の日前に電気通信回線を通じて公衆に利用可能となった国際公開第２００９／０５９３５１号（以下、「周知例」という。）には、次の事項が記載されている（訳文は、周知例のファミリー文献である特表２０１１−５０２０１４号公報の記載に基づく。また、下線は当審において付加したものである）。
（周ａ）　「For example, the system can use Bioimpedance Analysis (BIA) in which a single low frequency signal (typically  50 kHz) is injected into the subject S, with the measured impedance being used directly in the assessment of relative intracellular and extracellular fluid levels. In contrast Bioimpedance Spectroscopy (BIS) devices utilise frequencies ranging from very low frequencies (4 kHz) to higher frequencies (1000 kHz), and can use as many as 256 or more different frequencies within this range, to allow multiple impedance measurements to be made within this range.
Thus, the measuring device 100 may either apply an alternating signal at a single frequency, at a plurality of frequencies simultaneously, or a number of alternating signals at different frequencies sequentially, depending on the preferred implementation. The frequency or frequency range of the applied signals may also depend on the analysis being performed.」（明細書第１７ページ第１２行−第２２行）
（訳：たとえば、システムは、生体インピーダンス解析（Ｂｉｏｉｍｐｅｄａｎｃｅ　Ａｎａｌｙｓｉｓ）（ＢＩＡ）を用いることができ、そこでは、単一の低周波信号（通常＜５０ｋＨｚ）が被験体Ｓ内に注入され、測定されたインピーダンスが、相対的な細胞内液面および細胞外液面の評価に直接用いられる。対照的に
、生体インピーダンス分光
（ＢＩＳ）装置は、
異なる周波数を用いて、
複数のインピーダンス測定が行われ得るようにする
したがって、測定装置１００は、好ましい実施態様に応じて、
１つの交流信号を、
複数の周波数で同時に、または複数の交流信号を異なる周波数で逐次印加
（周ｂ）「The acquired signal is typically demodulated to obtain the impedance of the system at the applied frequencies. One suitable method for demodulation of superposed frequencies is to use a Fast Fourier Transform (FFT) algorithm to transform the time domain data to the frequency domain. This is typically used when the applied current signal is a superposition of applied frequencies. Another technique not requiring windowing of the measured signal is a sliding window FFT.」（第１８ページ第９行−第１４行）
（訳：獲得信号は、印加周波数でシステムのインピーダンスを取得するために通常復調される。
重畳周波数を復調する１つの好適な方法は、高速フーリエ変換（ＦＦＴ）アルゴリズムを用いて時間領域データを周波数領域に変換する
（周ｃ）「In the case of BIS, impedance or admittance measurements are determined from the signals at each frequency by comparing the recorded voltage and the current through the subject. The demodulation algorithm can then produce amplitude and phase signals at each frequency.」（第１８ページ第２３行−第２５行）
（訳：ＢＩＳの場合、インピーダンス測定値または
アドミッタンス測定値は
各周波数の信号から確定される。そして、復調アルゴリズムは各周波数で振幅信号および位相信号を生成することができる。
（３）　本願補正発明と引用発明１との対比
ア　引用発明１の「試薬」、「反応させる」、「生物学的流体」、及び「医学的に有意な成分」は、それぞれ、本願補正発明の「試薬の化合物」、「接触する」、「生体の体液」、及び「医学的に重要な成分」に相当する。
イ
（ア）　引用発明１の「ＡＣ成分を持つ第１信号」とは、「ほぼ１．８秒間印加された１０ｋＨｚのＡＣ信号、ほぼ０．２秒間印加された２０ｋＨｚのＡＣ信号、ほぼ０．２秒間印加された２ｋＨｚのＡＣ信号、ほぼ０．２秒間印加された１ｋＨｚのＡＣ信号」のとおり、異なる周波数の複数のＡＣ信号を時分割で印加した信号である。
　一方、本願補正発明の「ＡＣ成分を有する第１の信号」とは、「異なる周波数の足し合わされる複数の個々の波形からなる多周波励起波形を含」むことから、異なる周波数の複数の個々の波形（ＡＣ信号）を多重化した信号である。
　してみれば、引用発明１の「ＡＣ成分を持つ第１信号」と本願補正発明の「ＡＣ成分を有する第１の信号」とは、いずれも異なる周波数の複数のＡＣ信号であり、この意味で、引用発明１の「ａ）ＡＣ成分を持つ第１信号を、前記生物学的流体に印加すること」は、本願補正発明の「ａ）前記生体の体液に、ＡＣ成分を有する第１の信号を印加する工程」に対応する。
（イ）　引用発明１の「第１信号」が、「ほぼ１．８秒間印加された１０ｋＨｚのＡＣ信号、ほぼ０．２秒間印加された２０ｋＨｚのＡＣ信号、ほぼ０．２秒間印加された２ｋＨｚのＡＣ信号、ほぼ０．２秒間印加された１ｋＨｚのＡＣ信号」であること（すなわち、上記（ア）のとおり異なる周波数の複数のＡＣ信号を時分割で印加した信号であること）と、本願補正発明の「第１の信号」が「異なる周波数の足し合わされる複数の個々の波形からなる多周波励起波形を含」むこと（すなわち、上記（ア）のとおり異なる周波数の複数の個々の波形（ＡＣ信号）を多重化した信号であること）とは、「第１の信号」が「異なる周波数の複数の個々の波形」成分からなる信号であるという点で共通する。
ウ　引用発明１の「第１応答」とは、上記イ（ア）の異なる周波数の複数のＡＣ信号を時分割で印加した「第１信号」に対する応答であるから、異なる周波数の複数の個々の波形成分を時分割で測定した応答である。
　一方、本願補正発明の「第１の応答」とは、「多重周波数の全てについて同時に収集される測定データを」「含む」ものであり、上記イ（ア）の多重化された「第１の信号」に対する応答であるから、異なる周波数の複数の個々の波形成分に対する応答を多重化したものである。
　してみれば、引用発明１の「第１応答」と本願補正発明の「第１の応答」とは、いずれも異なる周波数の複数の個々の波形成分からなる応答であり、この意味で、引用発明１の「ｂ）前記第１信号に対する第１応答を測定すること」は、本願補正発明の「ｂ）前記第１の信号に対する第１の応答を測定する工程」に対応する。
エ　引用発明１の「ｃ）第２信号を前記生物学的流体に印加し、前記第２信号がＤＣ信号であること」は、本願補正発明の「ｃ）前記生体の体液に第２の信号を印加する工程、ここで、前記第２の信号はＤＣ信号である」ことに相当する。
オ　引用発明１の「ｄ）前記第２信号に対する第２応答を測定すること」は、本願補正発明の「ｄ）前記第２の信号に対する第２の応答を測定する工程」に相当する。
カ　上記ウにおける引用発明１の「第１応答」及び本願補正発明の「第１の応答」の意味で、引用発明１の「ｅ）医学的に有意な成分の濃度の表示を生じるように、前記第１応答を前記第２応答に組み合わせること」は、本願補正発明の「ｅ）前記医学的に重要な成分の濃度の表示を生成するために前記第１の応答と前記第２の応答とを組み合わせる工程」に対応する。
キ　引用発明１の「１２．７ｍＶピークの振幅」は、「ＤＣ信号」の「振幅」の「５５０ｍＶ」よりも低い。よって、引用発明１の各「ＡＣ信号」が「１２．７ｍＶピークの振幅」を有することと、本願補正発明が「前記第１の信号に足し合わされる前記個々の波形のそれぞれは、非ファラデー電流応答が生成される程度に低電位を有している」こととは、「前記第１の信号の前記個々の波形のそれぞれは、低電位を有している」点で共通する。
（４）　本願補正発明と引用発明１との一致点
　そうすると、本願補正発明と引用発明１とは、 
「試薬の化合物と接触する生体の体液の医学的に重要な成分の濃度を決定する方法であって、
ａ）前記生体の体液に、ＡＣ成分を有する第１の信号を印加する工程、
ｂ）前記第１の信号に対する第１の応答を測定する工程、
ｃ）前記生体の体液に第２の信号を印加する工程、ここで、前記第２の信号はＤＣ信号である、
ｄ）前記第２の信号に対する第２の応答を測定する工程、および、
ｅ）前記医学的に重要な成分の濃度の表示を生成するために前記第１の応答と前記第２の応答とを組み合わせる工程を含んでおり、
前記第１の信号は、異なる周波数の複数の個々の波形成分からなる信号であり、
前記第１の信号の前記個々の波形成分のそれぞれは、低電位を有している、方法。」　 
の点で一致する。
（５）　本願補正発明と引用発明１との相違点
　本願補正発明と引用発明１とは次の点で相違する。
（相違点１）　多重化について、本願補正発明では、第１の信号が、体液の試料が多重周波数によって同時に励起され、多重周波数の全てについて測定データが同時に収集される測定データを第１の応答が含むように、異なる周波数の足し合わされる複数の個々の波形からなる多周波励起波形を含むのに対し、引用発明１は、その点を備えず、異なる周波数の複数のＡＣ信号を時分割で印加し、その応答を時分割で測定するものである点。
（相違点２）　低電位について、本願補正発明では「非ファラデー電流応答が生成される程度」であるのに対し、引用発明１は、その点が特定されない点。
（６）　当審の判断
ア　相違点１について
（ア）　上記（２ａ）〜（２ｃ）から、引用例２には、「連続して速やかに、順に印加される複数の周波数と、また複数の周波数信号として同時に印加される複数の周波数とが含まれうるＡＣ部分のうち、後者に関して、正弦波を合計することにより同時複数周波数の励起波形が生成され、データが１００ｍｓ間隔で収集され、ＤＦＴ（離散フーリエ変換）を使用して、測定されたデータから基本周波数データを抽出し、低電位ＡＣ励起を有する他の周波数からのデータを、ＤＦＴを使用して原信号から抽出すること」の技術（以下、「引用例２の技術」という。）が記載されている。
（イ）　引用例２の技術の「同時複数周波数の励起」、各「周波数信号」としての「正弦波」、及び「合計」は、それぞれ、本願補正発明の「多重周波数によって同時に励起」、「複数の個々の波形」、及び「足し合わされる」ことに相当する。
（ウ）　引用例２の技術の「１００ｍｓ間隔で収集され」た「データ」である「原信号」は、「ＤＦＴ（離散フーリエ変換）を使用」することで「同時複数周波数」に含まれる全ての「周波数」に対応する「データ」を抽出することができるから、引用例２の技術の「データ」の「収集」は、「同時複数周波数」に含まれる全ての「周波数」について同時に行われている。よって、引用例２の技術の「データ」である「原信号」は、本願補正発明の「多重周波数の全てについて同時に収集される測定データ」に相当する。
（エ）　上記（ア）ないし（ウ）により、引用例２の技術は、上記相違点１に係る本願補正発明の特定事項を示すものである。
（オ）　一方、引用例２の技術において、複数の周波数での応答を求めるにあたり、「連続して速やかに、順に印加される複数の周波数」と、「複数の周波数信号として同時に印加される複数の周波数」とのいずれを採用するかは、適宜選択可能となっている（実際、上記（周ａ）ないし（周ｃ）によれば、「異なる周波数を用いてインピーダンス測定を行って、アドミッタンス測定値について各周波数で振幅信号および位相信号を生成するために、１つの交流信号を、複数の周波数で同時に、または複数の交流信号を異なる周波数で逐次印加し、重畳周波数を復調する場合は、高速フーリエ変換（ＦＦＴ）アルゴリズムを用いて時間領域データを周波数領域に変換する」技術が知られていた。よって、上記技術のとおり、複数の周波数での応答を求めるにあたり、複数の交流信号を異なる周波数で逐次印加するか、複数の周波数の交流信号を同時に印加して重畳周波数を復調するかが、適宜選択可能であることは、本願の優先権主張の日前より周知であるとも言える）。
　してみれば引用発明１において、生物学的流体のテストサンプル（体液の試料）について、「１０ｋＨｚ」、「２０ｋＨｚ」、「２ｋＨｚ」及び「１ｋＨｚ」での応答を求めるために、複数の周波数を連続して速やかに、順に印加する（すなわち時分割で印加する）方式に代えて、引用例２の技術のように、テストサンプルに同時に複数の周波数を印加して（試料が多重周波数によって同時に励起され）、すなわち正弦波を合計する（異なる周波数の複数の個々の波形が足し合わされ）ことにより同時複数周波数の励起波形を形成して用いるようにして、原信号（多重周波数の全てについて同時に収集される測定データ）を収集することで、上記相違点１に係る本願補正発明の構成を想到することは、当業者が適宜選択しうる程度の設計的事項である。
イ　相違点２について
　引用発明１では、「ＡＣ信号は、１２．７ｍＶピークの振幅を持っていた」のであるから、上記（２ｂ）の「ｍＶｒｍｓ」（＝ｍＶピーク／√２）で表記すれば、引用発明１のＡＣ信号は約９ｍＶｒｍｓである。
　一方、上記（２ｂ）及び（２ｃ）によれば、９ｍＶｒｍｓの正弦波は（３００ｍＶｒｍｓの１２８Ｈｚのものとは異なり）低電位ＡＣ励起を有する他の（すなわち上記１２８Ｈｚとは異なる）周波数であって、低電位ＡＣ励起とは非ファラデー電流応答を発生させるものである。
　したがって、引用発明１のＡＣ信号は、非ファラデー電流応答を発生させる低電位ＡＣ励起を与えている。
　よって、当該相違点２は、実質的な相違点でない。
ウ　本願補正発明の奏する作用効果
　また、本願補正発明によってもたらされる作用効果は、引用例１，２に記載された事項から当業者が予測し得る程度のものである。
エ　まとめ
　してみると、本願補正発明は、引用発明１、及び引用例１，２に記載された事項に基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。
（７）　むすび
　以上のとおり、本願補正発明は、特許出願の際独立して特許を受けることができるものであるということができないから、本件補正は、特許法第１７条の２第６項で準用する同法第１２６条第７項の規定に違反するものであり、同法第１５９条第１項で読み替えて準用する同法第５３条第１項の規定により却下すべきものである。
第３　本願発明について
１　本願発明
　本件補正は、上記のとおり却下されたので、本願の請求項１に係る発明（以下、「本願発明」という。）は、平成２６年１１月１２日付け手続補正書の特許請求の範囲の請求項１に記載された事項により特定されるとおりのものである。（上記「第２　平成２７年６月１８日にされた手続補正についての補正の却下の決定」の「１　本件補正について」の記載を参照。）
２　引用例
　原査定の拒絶の理由に示された引用例１，２の記載事項及び引用発明１については、上記「第２　平成２７年６月１８日にされた手続補正についての補正の却下の決定」の「２　独立特許要件違反についての検討」の「（１）　引用例」に記載したとおりである。
３　対比・判断
　本願発明は、上記「第２　平成２７年６月１８日にされた手続補正についての補正の却下の決定」の「１　本件補正について」を踏まえると、本願発明は、本願補正発明から、「体液」、「第１の応答」、及び「複数のＡＣ信号の波形」について、それぞれ、「体液の試料が多重周波数によって同時に励起され」る点、「前記多重周波数の全てについて同時に収集される測定データを」「含む」点、及び、「異なる周波数の」「複数の個々の波形」であって「足し合わされる」点を省いたものである。
　そうすると、本願発明の発明特定事項を全て含み、さらに他の発明特定事項を付加したものに相当する本願補正発明が、上記「第２　平成２７年６月１８日にされた手続補正についての補正の却下の決定」の「２　独立特許要件違反についての検討」の「（６）　当審の判断」に記載したとおり、引用発明１、及び引用例１，２に記載された事項に基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、本願発明も、同様の理由により、引用発明１、及び引用例１，２に記載された事項に基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。
４　むすび
　以上のとおりであるから、本願発明は、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、その余の請求項に係る発明について論及するまでもなく、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。