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審決分類 審判 査定不服 2項進歩性 取り消して特許、登録 G01N
管理番号 1354460
審判番号 不服2018-14581  
総通号数 238 
発行国 日本国特許庁(JP) 
公報種別 特許審決公報 
発行日 2019-10-25 
種別 拒絶査定不服の審決 
審判請求日 2018-11-02 
確定日 2019-09-03 
事件の表示 特願2015- 89287「光学分析装置」拒絶査定不服審判事件〔平成28年12月 8日出願公開、特開2016-206051、請求項の数(2)〕について、次のとおり審決する。 
結論 原査定を取り消す。 本願の発明は、特許すべきものとする。 
理由 第1 手続きの経緯
本願は、平成27年4月24日の出願であって、平成30年4月27日付けで拒絶理由が通知され、同年6月13日付けで意見書及び手続補正書が提出され、同年8月30日付けで拒絶査定(以下、「原査定」という。)されたところ、同年11月2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 原査定の概要
原査定(平成30年8月30日付け拒絶査定)の概要は次のとおりである。

本願請求項1に係る発明は、以下の引用文献1-3に基づいて、また、本願請求項2に係る発明は、以下の引用文献1-4に基づいて、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(以下、「当業者」という。)が容易に発明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。

引用文献1:国際公開第2005/073407号
引用文献2:特開平10-160666号公報(周知技術を示す文献)
引用文献3:特開2006-226969号公報(周知技術を示す文献)
引用文献4:米国特許第8729502号明細書(周知技術を示す文献)

第3 審判請求時の補正について
審判請求時の補正は、特許法第17条の2第3項から第6項までの要件に違反しているものとはいえない。
審判請求時の補正によって請求項1に係る発明の「吸光データと蛍光データとを取得する」「前記試料」が「同一」であるとした補正は、「吸光データと蛍光データとを取得する」「前記試料」を限定する補正であるから、特許請求の範囲の減縮を目的とするものである。また、「吸光データと蛍光データとを取得する」「前記試料」が「同一」であるとした事項は、本願明細書の発明の詳細な説明の段落【0024】等に記載されているから、「吸光データと蛍光データとを取得する」「前記試料」が「同一」であるとした事項は、当初明細書等に記載された事項であり、新規事項を追加するものではないといえる。
そして、「第4 本願発明」から「第6 対比・判断」までに示すように、補正後の請求項1、2に係る発明は、独立特許要件を満たすものである。

第4 本願発明
本願請求項1及び2に係る発明(以下、それぞれ「本願発明1」及び「本願発明2」という。)は、平成30年11月2日付けの手続補正で補正された特許請求の範囲の請求項1及び2に記載された事項により特定される発明であり、以下のとおりの発明である。

「 【請求項1】
a)測定対象である試料に光を照射する、半導体発光素子を光源とした光照射部と、
b)前記光照射部から前記試料に対して照射された光に対し該試料を透過した光を検出可能な位置に配置された光検出部と、
c)点灯及び消灯を繰り返すように前記光源を駆動する光源駆動部と、
d)前記光源が点灯及び消灯を繰り返しているときに前記光検出部で連続的に得られる検出信号の中で、前記光源が点灯するように駆動されている期間中の少なくとも一部の期間に得られた検出信号を前記試料による吸収を反映した吸光データとして抽出する動作と、前記光源が点灯するように駆動されている状態から消灯するように駆動された直後に得られた検出信号を前記試料からの蛍光を反映した蛍光データとして抽出する動作と、を繰り返し行うことで、同一の前記試料に対する吸光データと蛍光データとを取得する信号処理部と、
を備えることを特徴とする光学分析装置。
【請求項2】
請求項1に記載の光学分析装置であって、
前記光源として発光波長の相違する複数の半導体発光素子を用い、前記光源駆動部は、複数の光源を同時に点滅させるように又は複数の光源の一つを選択的に点滅させるようにそれら複数の光源を駆動することを特徴とする光学分析装置。」

第5 引用文献、引用発明等
1 引用文献1について
(1)引用文献1に記載された事項
原査定の拒絶の理由に引用された引用文献1には、図面とともに次の事項が記載されている。(下線は、当審にて付した。)

(引1a)「[0029] Figure 1 illustrates an advanced integrated circuit (AIC) biochip 100 which uses time-varying excitation radiation to distinguish target analytes using lifetime differentiation, according to an embodiment of the invention. Biochip 100 includes excitation light source 102, such as a LED or laser. Light modulator 104 or equivalent receives light from light source 102 and provides a pulsed light output. Alternatively, the light source provided can itself be a modulated light source. The modulated light is filtered by optional band-pass filter 106 and is then diffracted by diffracting optic/focusing lens 108. Diffracting optic/focusing lens 108 can provide a plurality of excitation light beams, such as sixteen (16) to provide one light beam per probe, the respective light beams having an area to match the area of the respective receptor probes, such as probes 116-119 (as well as 12 other unnumbered probes) on microarray 121, referred collectively herein as probes 116-119 et al. Probes 116-119 et al. shown in FIG. 1 include cell-based probe 116, enzyme probe 117, DNA probe 118, and antibody probe 119. Reflective optic 115 directs the light beams produced by diffracting optic/focusing lens 108 towards probes 116-119 et al. on microarray 121.
[0030] Assuming fluorescent spectroscopy is used, the resulting fluorescence signals produced if binding events take place at any of the respective probes 116-119 et al. is directed via the GRIN lens array 131 toward integrated electrooptic chip 140. A detection wavelength selection filter 132 is preferably included to pass the detection signal of interest and to eliminate background signals as well as the laser (or LED) scattered light. Following wavelength selective filtering, the detection (e.g. fluorescent) signal reaches chip 140.
[0031] Chip 140 includes integrated electrooptics, such as a photosensor microarray 142 based on an array of optoelectronic transducers, such as photodiodes, phototransistors or avalanche diodes. As shown in FIG. 1, the photodetector microarray 142 includes sixteen (16) photosensors 143, one sensor 143 for each receptor probe 116-119 et al. on microarray 121. This arrangement permits each detection channel to have customizable characteristics to match the associated bioreceptor, such as a high gain amplifier (not shown) to accompany photodetector channels which are expected to operate at low signal levels. Although generally preferable to have one photosensor 143 and optional amplifier (not shown) and filter (not shown) for each receptor probe 116-119 et al, the invention can clearly be practiced with an unequal number, such as a single photosensor 142 to service all detection signals originating from probes 116-119 et al. using a multiplex switch (not shown). It is noted that circuit components including amplifiers, filters, multiplex switches, and analog to digital converters can all be provided on microchip 140.」(当審訳:「[0029]図1は、本発明の一実施例による、寿命の違いを使って、目標となる分析物を識別する、時間的に変化する励起光を使用した先進集積回路(AIC)バイオチップ100を示す。バイオチップ100は、LEDやレーザのような励起光源102を含む。光変調器104又はそれと同等のものが光源102からの光を受け、パルス光出力を提供する。あるいは、提供された光源自体が変調光源であり得る。変調された光は、追加のバンドパスフィルター106によってフィルタリングされ、次に、回折格子/集束レンズ108によって回折される。回折格子/集束レンズ108は、プローブあたり1つの光ビームを供給するために16程度の複数の励起光ビームを提供することができ、それぞれの光ビームは、本明細書でまとめてプローブ116-119等と称される、マイクロアレイ121上のプローブ116-119(ならびにその他の番号のない12のプローブ)のような、それぞれの受信プローブの領域に適合する領域を有する。図1に見られるようなプローブ116-119などは、細胞ベースのプローブ116、酵素プローブ117、DNAプローブ118及び抗体プローブ119を含む。反射光学素子115は、回折格子/集束レンズ108によって生成された光ビームを、マイクロアレイ121上のプローブ116-119などに向ける。
[0030]蛍光分光法が使用されると仮定すると、もし結合現象がそれぞれのプローブ116-119などにおいて起こるなら、蛍光発光信号が引き起こした結果が集積された電気光学チップ140に向かってGRINレンズアレイ131に対して向けられる。検出波長選択フィルタ132は、関心のある信号を通過させ、レーザ(又はLED)散乱光と同様にバックグラウンド信号を除去するために含まれる。波長選択フィルタの後、検出(例えば蛍光)信号はチップ140に到達する。
[0031]チップ140は、フォトダイオード、フォトトランジスタまたはアバランシェダイオードなどの、光電子トランスジューサーのアレイからなるフォトセンサーマイクロアレイ142のような電気光学集積回路を含む。図1に見られるように、フォトディテクターマイクロアレイ142は、一つのセンサ143がマイクロアレイ121上の受容体プローブ116-119などそれぞれに対応する16個のフォトセンサ143を含む。この構成は、低い信号レベルで動作することが期待される光検出チャネルに付随する高利得増幅器(図示せず)のような関連するバイオレセプターに適合するためにカスタマイズ可能な特性を有する各検出チャネルを許容する。各受容体プローブ116-119などに一つのフォトセンサ143、追加の増幅器(図示せず)、フィルター(図示せず)を有することが一般的に好ましいが、本発明は、多重スイッチ(図示せず)を使ってプローブ116-119などから全ての検出信号を作り出すことを行う信号フォトセンサ142のように、異なる数で明らかに実施できる。増幅器、フィルタ、多重スイッチ及びアナログデジタル変換器を含む回路構成要素がマイクロチップ140上に設けることができる点に留意されたい。」)

(引1b)「[0046] The AIC system 100 can measure optical signals from a wide variety of spectroscopic processes, including absorption, fluorescence, phosphorescence, elastic scattering, and Raman scattering. One important parameter of the signal emanating from samples of interest is the lifetime of the radiation emanated. The lifetimes of selected various processes are generally as follows:
(1) absorption: instantaneous with excitation
(2) fluorescence: 10^(-10) sec to 10^(-8) sec
(3) phosphorescence: 10^(-6) to 10^(-3) sec
(4) scattering: almost instantaneous with excitation
[0047] Two methods of measuring emanated signals that permit determination of lifetimes comprise time-resolved and phase-resolved methods. Time-resolved and phase- resolved methods can improve the signal-to-noise values mainly by differencing the actual signal of interest from the background noise (a DC signal).
[0048] In the time-resolved method, a pulsed excitation signal is used. The width of the excitation is generally much shorter than the emission or other process of interest, so that the excitation width is much shorter than the lifetime or lifetimes (also referred to as decay time(s)) of the samples. If it is desired to measure the lifetime, the time-dependent emanated intensity I(t) can be measured following the excitation pulse. The decay time (τ) can then be calculated from the slope of a plot of log I(t) versus t, where I is the intensity and t is time, or from the time at which the emanated signal intensity (I) decreases to 1/e (about 37%) of the initial emanated intensity value I(t=0).
[0049] To measure the emission (or other emanated signal) intensity free from influence from the excitation pulse 215, the detection process can begin after a delay time (dt) sufficiently after the excitation pulse such that the excitation pulse intensity has decreased close to zero as shown in FIG. 2 A. In this method, the decay curve 210 represents the detection signal to be analyzed. Different compounds generally provide different characteristic decay time(s). Thus, compounds present in samples can be identified on the basis of their decay times, such as the time to reach 1/e of the initial emanated intensity value at the end of the excitation pulse 215.
[0050] Alternatively, different compounds having different decay times can be differentiated by using different delay times (dT) 225 and gate times (ΔT) 230 as shown in FIG. 2B. The gate time (ΔT) corresponds to the time window (portion) of the decay curve 245 in which detection takes place. For example, the emission of a compound having a short decay time could be detected using a short gate time, while a longer decay time sample would require a longer gate to properly register to provide a good signal-to-noise value. To distinguish between two compounds with only one being present, but not knowing which one, two measurements can be performed using two different (short and long) gate times. If the measurements using two gate times show the same results (same signal intensities), it could be concluded that the compound with the short decay time is present, as all the short- decay emission fits in the two gate windows. However, if the two gate times produce different results, such as the signal obtained with the short gate time is lower than the signal with the longer gate time, it could be concluded that the compound present was the one having a long gate time. Similar variations could be performed using a fixed gate time and varying the delay time. A long delay time would cause the measurement to miss short-decay emissions, but register long-decay emissions. A short delay time would register both emissions.
[0051] An important source of noise in many measurement situations is DC noise from the background. Improvement in signal-to-noise can be achieved by using multiple periodic excitation pulses, and by applying the "boxcar" method by integrating the emission signal during a gate time (ΔT) after each excitation pulse 240 as also shown in FIG.2B.」(当審訳:「[0046]AICシステム100は、吸収、蛍光、燐光、弾性散乱及びラマン散乱を含む多種多様な分光プロセスからの光学信号を測定することができる。重要なサンプルから生じる信号の重要なパラメーターは、放射される放射線の寿命である。選択された様々なプロセスの寿命は一般的には以下のとおりである。
(1)吸収:励起を伴う瞬間
(2)蛍光:10^(-10)?10^(-8)秒
(3)燐光:10^(-6)?10^(-3)秒
(4)散乱:励起に伴うほとんど瞬間
[0047]寿命の決定を可能にする放射された信号を測定する2つの方法は、時間分解法と位相分解法である。時間分解法と位相分解法は、バックグラウンドノイズ(DC信号から重要な実際の信号を分離することによって、主にSN比を改善することができる。
[0048]時間分解法では、パルス励起信号が使用される。励起の幅は、一般に放出又は他の重要なプロセスよりもはるかに短いので、励起幅は寿命又はサンプルの寿命(減衰時間とも呼ばれる)よりもはるかに短い。寿命を測定することが望ましい場合は、時間依存放射強度I(t)が励起パルスに続いて測定される。減衰時間(T)は、log(t)対tのプロットの傾きから(ここでIは強度、tは時間である。)、または、放射された信号強度(I)が初期発散強度値I(t=0)の1/e(おおよそ37%)に減少した時間から、計算できる。
[0049]励起パルスからの影響を受けずに放射(他の放射された信号)の強度を図るために、図2Aに見られるように、励起パルスの強度が0近くまで減少するような励起パルスになるまで十分な遅延時間の後、検出プロセスは開始される。この方法において、減衰曲線は分析されるべき検出信号を表す。異なる化合物は一般に異なる特徴的な崩壊時間(s)を提供する。したがって、試料中に存在する化合物は、励起パルス215の終わりの初期発散強度値の1/eに達する時間であるそれらの崩壊時間に基づいて同定される。
[0050]あるいは、異なる崩壊時間を持つ異なる化合物が、図2Bで示されるような異なる遅延時間(dT)225及びゲート時間(ΔT)230を使用することによって区別することができる。ゲート時間(ΔT)は、検出が行われる減衰曲線245の時間窓(部分)に対応する。例えば、短い崩壊時間を持つ化合物の放射は、短いゲート時間を使うことによって検出される、一方、より長い崩壊時間の試料は良好なSN比を提供し適切に登録するために、より長いゲートを必要とする。一つのみが存在するが、どちらが存在しているかわからないような、二つの化合物を区別するには、二つの異なる(短い及び長い)ゲート時間を使うことで二つの測定が実施できる。二つのゲート時間を使った測定が同じ結果(同じ信号強度)を示した場合、全ての短崩壊放射が二つのゲート窓に収まるので、短崩壊時間を持つ化合物が存在すると結論付けることができる。しかしながら、短いゲート時間で得られた信号が、より長いゲート時間で得られた信号より低いなどの二つのゲート時間が異なる結果を示した場合は、化合物の存在は、長いゲート時間のものであると結論付けることができる。同じようなバリエーションは固定されたゲート時間と変化する遅延時間を使用することで実施できる。長い遅延時間は、短崩壊放出を見逃すことになるが、長崩壊放出は記録される。短い遅延時間は、どちらも記録される。
[0050]多くの測定環境からの重要な雑音のソースは、バックグラウンドからのDC雑音である。SNの改善は、複数の周期的な励起パルスを使うことによって、及び、図2Bにも示されているようなそれぞれの励起パルス240の後のゲート時間(ΔT)の間の放射信号を統合することによるボックスカーメソッドを与えることによって、達成される。」)

(引1c)「[0070] Figure 6 shows an AIC Biochip System 600 with pulsed excitation and gated detection using analog gated integration. A crystal oscillator 605 provides the modulation frequency to a frequency selector (programmable timer) 610, which selects the frequency used to run laser driver module 615. The laser driver module 615 triggers laser 620 to produce laser pulses which are used to excite the target sample/bioprobe 625 on a microarray sampling platform or other substrate. Optics/filter 630 is used to isolate the fluorescence emission from other interferences such as laser scattering and background noise. The isolated emission is detected by the CMOS sensing element 635, which converts the luminescence signal into an electrical signal. The electric signal is amplified by amplifier 640 and fed into a gated integrator 645. The gated integrator 645 opens "the detection gate" only when it receives a signal from a gate generator 647, which is triggered by a delay generator 648. The delay generator 648 is run by the same excitation pulses (that triggers the pulsed laser light), but provides a time delay (δt) between the excitation pulses and the opening of the detection gate. Therefore, it is possible to eliminate excitation from the laser light scattered and background radiation by setting the delay period after the excitation pulse is off. Fluorescence emission from different probes having different decay times τ can also be discriminated by using different δt values optimized to the target probe decay times.」(当審訳:「[0070]図6は、アナログゲート積分を使ったパルス励起とゲート検出を用いたAICバイオチップ600を示す。水晶発振器605は、レーザドライバーモジュール615を動かすための周波数を選択する周波数セレクター(プログラマブルタイマー)610に変調された周波数を供給する。レーザドライバーモジュール615は、マイクロアレイサンプルプラットフォーム又は他の基板上の目的試料/バイオプローブ625を励起するためのレーザーパルスを生成するためにレーザ620を誘引する。光学素子/フィルタ630は、レーザ放射やバックグラウンドノイズのような他の干渉から蛍光発光を分離するために使われる。分離された放射は、発光信号を電気信号に変換するCMOS検知素子635によって検出される。電気信号は、増幅器640によって増幅され、ゲート積分器645に送られる。ゲート積分器645は、遅延発生器648によりトリガされるゲート積分器からの信号を受信した時のみ『検出ゲート』を開く。遅延発生器648は、同じ励起パルス(パルスレーザ光をトリガする)によって動作するが、励起パルスと検出ゲートの開放の間の時間遅延(δt)を与える。したがって、励起パルスが切られた後の遅延期間の設定によってレーザ光放射とバックグラウンド放射線から励起を分離することが可能となる。異なる崩壊時間Tを持つ異なるプローブからの蛍光放射は、目標プローブの崩壊時間に最適化された異なるδtを使うことによって区別することもできる。」)

(引1d)「



(2)引用文献1に記載された発明
ア 上記(引1a)より、引用文献1には、
「寿命の違いを使って、目標となる分析物を識別する、時間的に変化する励起光を使用した先進集積回路(AIC)バイオチップ100において、
バイオチップ100は、LEDやレーザのような励起光源102を含み、
光変調器104又はそれと同等のものが光源102からの光を受け、パルス光出力を提供するか、提供された光源自体が変調光源であり得、
反射光学素子115は、回折格子/集束レンズ108によって生成された光ビームを、マイクロアレイ121上のプローブ116-119などに向け、
検出信号はチップ140に到達し、
チップ140は、光電子トランスジューサーのアレイからなるフォトセンサーマイクロアレイ142、フォトダイオード、フォトトランジスタまたはアバランシェダイオードなどのような、電気光学集積回路を含む
バイオチップ100」
が記載されている。

イ 上記(引1d)の図1より、測定時には「マイクロアレイ121上のプローブ116-119など」には試料が配置されている点及び「チップ140」に到達した「検出信号」は、「マイクロアレイ121上のプローブ116-119など」を透過した光である点が見て取れる。

ウ 上記(引1b)より、引用文献1には、
「AICシステム100は、吸収、蛍光、を含む多種多様な分光プロセスからの光学信号を測定することができ、
放射される放射線の寿命は、
(1)吸収:励起を伴う瞬間
(2)蛍光:10^(-10)?10^(-8)秒」
である点及び
「多くの測定環境からの重要な雑音のソースは、バックグラウンドからのDC雑音であ」り、「SNの改善は、複数の周期的な励起パルスを使うこと」である点が、記載されている。

エ 上記(引1c)に記載された「アナログゲート積分を使ったパルス励起とゲート検出を用いたAICバイオチップ600」は、上記(引1a)に記載された「バイオチップ100」を「アナログゲート積分を使ったパルス励起とゲート検出を用いた」場合のものとして記載されたものであるから、「AICバイオチップ600」の基本的な構成は、「バイオチップ100」のものと同じであることは明らかである。そして、「バイオチップ100」の「励起光源102」、「チップ140」及び試料が配置されている「マイクロアレイ121上のプローブ116-119など」は、それぞれ「AICバイオチップ600」の「レーザ620」、「CMOS検知素子635」及び「マイクロアレイサンプルプラットフォーム又は他の基板上の目的試料/バイオプローブ625」に相当するから、「AICバイオチップ600」の「CMOS検知素子635によって検出される」「分離された放射」は、「レーザ620」により、「マイクロアレイサンプルプラットフォーム又は他の基板上の目的試料/バイオプローブ625」に照射され、「マイクロアレイサンプルプラットフォーム又は他の基板上の目的試料/バイオプローブ625」を透過した光であると認められる。
また、「AICバイオチップ600」が測定する「分離された放射」は、「励起パルスと検出ゲートの開放の間の時間遅延(δt)」を変更することにより、「バイオチップ100」と同様に、蛍光以外に吸収も測定できることは明らかである。
そして、「レーザドライバーモジュール615」が「レーザ620」に生成する「レーザーパルス」が、「SNの改善のため、複数の周期的な励起パルスを使うこと」も明らかである。

オ 上記ア?エ及び(引1c)より、引用文献1には、以下の発明(以下、「引用発明」という。)が記載されていると認められる。

「アナログゲート積分を使ったパルス励起とゲート検出を用いたAICバイオチップ600であって、
レーザドライバーモジュール615は、マイクロアレイサンプルプラットフォーム又は他の基板上の目的試料/バイオプローブ625を励起するためのレーザーパルスを生成するためにレーザ620を誘引し、
光学素子/フィルタ630は、レーザ放射やバックグラウンドノイズのような他の干渉から蛍光発光を分離するために使われ、
分離された放射は、発光信号を電気信号に変換するCMOS検知素子635によって検出され、
電気信号は、増幅器640によって増幅され、ゲート積分器645に送られ、
ゲート積分器645は、遅延発生器648によりトリガされるゲート積分器からの信号を受信した時のみ検出ゲートを開き、
遅延発生器648は、励起パルスと検出ゲートの開放の間の時間遅延(δt)を与え、
異なる崩壊時間Tを持つ異なるプローブからの蛍光放射は、目標プローブの崩壊時間に最適化された異なるδtを使うことによって区別することができ、
CMOS検知素子635によって検出される分離された放射は、レーザ620により、マイクロアレイサンプルプラットフォーム又は他の基板上の目的試料/バイオプローブ625に照射され、マイクロアレイサンプルプラットフォーム又は他の基板上の目的試料/バイオプローブ625を透過した光であり、
励起パルスと検出ゲートの開放の間の時間遅延(δt)を変更することにより、蛍光以外に吸収も測定し、
レーザドライバーモジュール615が生成するレーザーパルスは、複数の周期的な励起パルスである
AICバイオチップ600。」

2 引用文献2について
原査定の拒絶の理由に引用された引用文献2には、図面とともに次の事項が記載されている。

(引2a)「【0003】
【発明が解決しようとする課題】従って、上記従来構成では、外乱光を遮断するために、測定に手間がかかるものとなって、測定作業効率を低下させる不都合があった。又、このような不都合を回避するために、光源部からの光をいわゆるチョッパにより断続して一定周期のパルス光とした状態で、照射部から試料に照射し、受光部にて受光した光からそのパルス光と同期して変化する成分を抽出することにより、外乱光の影響を抑制する技術も考えられているが、回転駆動機構等を備えたチョッパが必要となって分光分析装置の装置構成が大型化してしまう不都合がある。本発明は、上記実情に鑑みてなされたものであって、その目的は、構成の複雑化を可及的に抑制しながら、測定作業効率の向上を図る点にある。」

(引2b)「【発明の実施の形態】以下、本発明を、測定対象の試料Sである青果物に含まれる成分を求める場合に適用した実施の形態を図面に基づいて説明する。図1に示すように、分光分析装置1は、光源部LSと、光源部LSからの測定用光線を試料Sに照射する照射部13と、試料Sからの透過光を受光する受光部14と、照射部13と受光部14との間で、それらの何れに対しても近い位置に位置する試料載置部15と、受光部14が受光した透過光を検出する受光素子6と、受光素子6にて検出した光の強度に基づいて試料Sに含まれる成分を求める分光分析手段としての分析部ANとを備えている。
【0010】照射部13は、保持部13aと、試料Sに密着して外部からの光を遮光する椀形状のゴム製パッド13bにより構成してある。同様に、受光部14も、保持部14aと椀形状のゴム製パッド14bにより構成してある。試料載置部15には、上面が下に凸に湾曲した試料載置面を有する試料載置台15aが取り付けられ、測定対象の試料Sを試料載置部15へ載置し易くしている。
【0011】光源部LSには、光源である半導体レーザ素子2と半導体レーザ素子2の出射光を集光する集光レンズ3とが取付台4に固定されて備えられている他、分光分析装置1の下部筐体1a内に収納されている状態で、半導体レーザ素子2に駆動電流を供給するレーザ駆動回路5が備えられている。レーザ駆動回路5は、図3(イ)に示すように、半導体レーザ素子2への注入電流を設定周期の繰り返し信号である正弦波信号で変調するものであり、レーザ駆動手段として機能する。レーザ駆動回路5には、その変調のために正弦波発振回路5aが備えられ、正弦波発振回路5aの発振周波数f0にて注入電流を変調する。この注入電流の変調に応じて、半導体レーザ素子2の出射光強度は、図3(ロ)に示すように、正弦波状に変化する。
【0012】分析部ANは、分光分析装置1の下部筐体1a内に備えられ、図2に示すように、主に、バンドパスフィルタ回路7,掛け算回路8,ローパスフィルタ回路9及びマイクロコンピュータを利用して構成される演算装置10からなる。バンドパスフィルタ回路7は、受光素子6の検出信号から、上記半導体レーザ素子2の変調周波数f0付近の周波数の信号を選択的に通過させ、掛け算回路9は、そのバンドパスフィルタ回路7の出力と、レーザ駆動回路5の正弦波発振回路5aの周波数f0の正弦波信号とを掛け算し、ローパスフィルタ回路9は、掛け算回路9に出力のうち低周波数成分の信号のみを通過させる。つまり、バンドパスフィルタ回路7からローパスフィルタ回路9に至る回路は、いわゆるロックインアンプを構成しており、受光素子6の検出信号から、半導体レーザ素子2に対する変調信号である設定周期の繰り返し信号と同期して変化する信号成分を抽出するのである。従って、受光部14に外部光が進入して、受光素子6に入射しての、その外部光すなわち外乱光の影響を低減した状態で測定できる。
【0013】演算装置10は、ローパスフィルタ回路9からの入力信号から、試料Sの透過率を演算し、試料Sに含まれる成分を求める。試料Sにグルコースが含まれているか否かを判断したい場合を例にとって具体的に説明すると、グルコースは、750nm,830nm,915nm,1030nm,1080nm,1205nm,1260nm及び1380nm等の波長で特徴的な吸収特定を有するので、半導体レーザ素子2として例えば1260nmの発光波長を有するInGaAsP系のものを採用して、それの測定用光線の試料Sでの吸光度から、試料Sにグルコースが含まれているか否かを判定できる。このグルコース以外にも、種々の成分の吸収特性に応じた発光波長を選択して使用することで、種々の成分を求めることができる。
【0014】実際の測定作業では、作業者が、試料載置台15a上の試料Sを測定済みのものから未測定のものに取り替える作業及び図示しない測定開始指示用のスイッチを入り操作する作業を順次繰り返し、連続的に複数の試料Sの測定を行う。測定作業時においては、試料載置部15は周囲が開放されており、測定済みの試料Sと未測定の試料Sとの交換を容易に行える。又、上述のように、外部光が入射してもその影響を排除して測定できるので、試料載置部15が、測定対象の試料Sを試料載置台15a上に載置したときの状態を維持したままで、すなわち、外部光が照射される状態のままで測定を行える。」

3 引用文献3について
原査定の拒絶の理由に引用された引用文献3には、図面とともに以下の事項が記載されている。

(引3a)「【発明が解決しようとする課題】
【0009】
しかし、特許文献1の分析装置では、試料96が発する反応光を高感度で検出できない。
【0010】
この問題について、一例として、試薬96が蛍光分子を含む場合を説明する。レーザビーム100が試料96および試薬93に照射されると、照射された部分において、試料96に含まれる蛍光分子が蛍光を発する。特許文献1の分析装置は、この蛍光を、光ピックアップ内の対物レンズ102を通じて検出する。ここで、照射されたレーザビーム100の一部は、試料96に到達する前に、反射膜98によって反射される。特許文献1の分析装置は、この反射光も、対物レンズ102を通じて検出する。反射光を蛍光と同時に検出するため、検出される蛍光に、励起光の一部(レーザビームの反射光)が混入する。この反射光は、検出光におけるバックグラウンド光(背景光)となり、検出光をサンプリングした反応光量信号におけるノイズ成分となる。このノイズ成分は、反応光量信号のS/N比(シグナル/ノイズ比率)を低下させる。
【0011】
このように、特許文献1の分析装置では、試料96が発する反応光を、高感度で検出できない。
【0012】
本発明は、上記問題点に鑑みなされたものであって、その目的は、照射した光ビームの反射光などのバックグラウンド光の混入を低減することによって、分析対象物が発する発光を高感度で検出できる分析装置を提供することにある。」

(引3b)「【0080】
図3に示す例では、時刻t0において、パルス化された光ビームを照射する。そして、光ビームを照射してから、時間td(0<td<τ)が経過した後において、光学ピックアップ62を通じて、蛍光を検出する。この時刻tdが、蛍光をサンプリングするサンプルタイミングである。このようにすれば、光ビームの照射を停止した後の、光ビームの照射を休止している休止期間であって、かつ、蛍光の寿命よりも前の期間において、蛍光を検出できる。これにより、蛍光に、光ビームの反射光および迷光が混入することを避けることができる。そのため、蛍光のみを高感度で検出できる。なお、たとえτ以後でも蛍光強度が十分に得られるならば、td>τとしてもよいが、通常はなるべく大きな蛍光強度を得るために、0<td<τする方が好ましい。
【0081】
分析装置60では、光ビーム照射の休止期間において、光ビームの反射光および迷光が、完全に消失していることが望ましい。しかし、現実には、蛍光を検出するとき、反射光および迷光が完全に消失している状態にすることは、困難である。そこで、蛍光検出時における感度を低下させない程度に、反射光および迷光が減衰していればよい。すなわち、蛍光の減衰後の期間を、光ビーム照射の休止期間としてよい。なお、td後の蛍光強度の減衰分だけ感度が低下することになるが、この感度低下が迷光や反射光による感度低下よりも十分に小さければ、tdは自由に設定することができる。
【0082】
以上に、図3を参照して、パルス化された光ビームを一回照射した場合における、蛍光の検出手順を説明した。しかし、分析装置60では、蛍光を検出するために、パルス化された光ビームを複数回照射してもよい。これにより、蛍光検出時における感度を、さらに向上できる。そこで、この例について、以下に、図3を参照して説明する。図4は、パルス化された光ビームを複数回、連続して照射し、蛍光を複数回検出する際の、光ビームの照射および蛍光の検出のタイミングを示す図である。
【0083】
図4に示す例では、パルス化された光ビームを、周期Tの間隔で、時刻t1、t2、t3、t4、・・・において、複数回照射する。このときの光ビームの照射幅tpは、上述したように、1ns?10nsである。
【0084】
時刻t1において光ビームを照射した後、蛍光分子が発する蛍光は、次第に減衰する。しかし、最初の光ビームを照射してからT秒後(繰り返して照射する光ビームの周期Tに相当)の時刻t2に、再び、同一パルス幅の光ビームを照射する。このため、蛍光分子は、同一強度の光ビームによって再び励起され、同一強度の蛍光を発する。したがって、蛍光の強度が完全に減衰して、零になってしまうことはない。
【0085】
本実施形態では、使用する蛍光分子の寿命τに応じて、周期Tの値を適宜設定する。たとえば、T=τ/2とすると、ピレンを使用する場合、周期Tを65nsに設定する。ANSやDNS-CIを使用する場合、周期Tを、ピレンを用いる場合と比べてより短い、5?6nsに設定する。
【0086】
蛍光の寿命τに比べて、パルス化された光ビームの照射期間tpを、できるだけ短くすることが好ましい。光ビームの照射期間tpを短くするほど、蛍光に混入される光ビームの反射光および迷光の割合が、より小さくなる。したがって、蛍光検出時における感度をさらに向上できる。
【0087】
そこで、分析装置60では、照射時間tpをできるだけ短くし、かつ、蛍光寿命τができるだけ長い蛍光分子を使用することが好ましい。たとえば、tp=1ns、T=65ns、かつ、τ=130nsの条件では、光ビームを、周期Tの1/65の期間、照射することになる。これにより、光ビームの照射を停止した後の、残りの大部分の期間において、蛍光のみを検出できる。」

4 引用文献4について
原査定の拒絶の理由で引用された引用文献4には、図面とともに以下の事項が記載されている。

(引4a)「FIG. 3 shows the emission spectra of the two LEDS used as excitation sources. As can been seen, the green LED has an emission peak of 525 nm and extends about 100 nm, and the blue/UV has an emission peak of 400 nm and extends about 50 nm. There is no significant overlap in emission spectra.」(第9欄54-58行、当審訳:「図3は、励起光源として使用される二つのLEDの放射スペクトルを表す。図示したとおり、緑色LEDは、525nmをピークに100nmの幅の放射であり、青色/紫外は400nmをピークに50nmの幅の放射である。放射スペクトルには、優位な重複は存在しない。」)

(引4b)「The modulation frequencies for the LEDs were chosen to be 2 and 3 KHz, well below either cutoff. The input voltage ranges on the LED are picked so as to not saturate the detector when both LEDS are on and give clean signals for both 2 kHz and 3 kHz signal.」(第10欄26-30行、当審訳:「LEDのための変調周波数は、2ないし3KHzであるように選択された、以下のいずれかを遮断する。LEDに入力電圧範囲がピッキングされる両方のLEDがオンの時には、検出器を飽和させない、2kHzおよび3kHz信号のクリーンな信号を得ることができる。」)

第6 対比・判断
1 本願発明1について
(1)対比
本願発明1と引用発明とを対比する。

ア 引用発明の「AICバイオチップ600」、「レーザ620」及び「マイクロアレイサンプルプラットフォーム又は他の基板上の目的試料/バイオプローブ625」は、それぞれ、本願発明1の「光学分析装置」、「光照射部」及び「測定対象である試料」に相当する。そして、引用発明の「マイクロアレイサンプルプラットフォーム又は他の基板上の目的試料/バイオプローブ625を励起するためのレーザーパルスを生成するレーザ620」は、本願発明の「測定対象である試料に光を照射する」、「光照射部」に相当する。

イ 引用発明の「CMOS検知素子635」は、本願発明の「光検出部」に相当する。そして、引用発明の「CMOS検知素子635によって検出される分離された放射は、レーザ620により、マイクロアレイサンプルプラットフォーム又は他の基板上の目的試料/バイオプローブ625に照射され、マイクロアレイサンプルプラットフォーム又は他の基板上の目的試料/バイオプローブ625を透過した光であ」るから、引用発明の「CMOS検知素子635」は、「マイクロアレイサンプルプラットフォーム又は他の基板上の目的試料/バイオプローブ625に照射され、マイクロアレイサンプルプラットフォーム又は他の基板上の目的試料/バイオプローブ625を透過した光」を検出可能な位置に配置されているといえる。
すると、引用発明の「CMOS検知素子635」と本願発明1の「光検出部」とは、「前記光照射部から前記試料に対して照射された光に対し該試料を透過した光を検出可能な位置に配置された」点で一致する。

ウ 引用発明の「レーザドライバーモジュール615」は、本願発明1の「光源駆動部」に相当する。そして、引用発明の「レーザドライバーモジュール615が生成するレーザーパルスは、複数の周期的な励起パルスである」から、引用発明の「レーザドライバーモジュール615」は、点灯及び消灯を繰り返すように「レーザ620」を駆動するから、引用発明の「レーザドライバーモジュール615」と、本願発明1の「光源駆動部」とは、「点灯及び消灯を繰り返すように前記光源を駆動する」点で一致する。

エ 引用発明の「CMOS検知素子635によって検出され」た「電気信号」は、「増幅器640によって増幅され、ゲート積分器645に送られ、ゲート積分器645は、遅延発生器648によりトリガされるゲート積分器からの信号を受信した時のみ検出ゲートを開き、遅延発生器648は、励起パルスと検出ゲートの開放の間の時間遅延(δt)を与え」、「目標プローブの崩壊時間に最適化された異なるδtを使うことによって」、「異なる崩壊時間Tを持つ異なるプローブからの蛍光放射」を「区別」しているから、引用発明の「増幅器640」、「ゲート積分器645」及び「遅延発生器648」は、本願発明の「信号処理部」に相当する。

オ 以上、ア?エより、本願発明1と引用発明とは、次の一致点及び相違点を有する。

(一致点)「a)測定対象である試料に光を照射する、光照射部と、
b)前記光照射部から前記試料に対して照射された光に対し該試料を透過した光を検出可能な位置に配置された光検出部と、
c)点灯及び消灯を繰り返すように前記光源を駆動する光源駆動部と、
d)信号処理部と、
を備えることを特徴とする光学分析装置。」

(相違点1)光照射部が、本願発明1は「半導体発光素子を光源とした」ものであるのに対し、引用発明はそのような特定がされていない点。

(相違点2)信号処理部が、本願発明1は、「前記光源が点灯及び消灯を繰り返しているときに前記光検出部で連続的に得られる検出信号の中で、前記光源が点灯するように駆動されている期間中の少なくとも一部の期間に得られた検出信号を前記試料による吸収を反映した吸光データとして抽出する動作と、前記光源が点灯するように駆動されている状態から消灯するように駆動された直後に得られた検出信号を前記試料からの蛍光を反映した蛍光データとして抽出する動作と、を繰り返し行うことで、同一の前記試料に対する吸光データと蛍光データとを取得する」ものであるのに対し、引用発明は、「目標プローブの崩壊時間に最適化された異なるδtを使うことによって」、「異なる崩壊時間Tを持つ異なるプローブからの蛍光放射」を「区別」しているものの、「前記光源が点灯及び消灯を繰り返しているときに前記光検出部で連続的に得られる検出信号の中で」、「同一の前記試料に対する吸光データと蛍光データとを取得する」点について特定されていない点。

(2)判断
事案に鑑み、相違点2について検討する。
引用発明は、「励起パルスと検出ゲートの開放の間の時間遅延(δt)を変更することにより、蛍光以外に吸収も測定」できるものであるものの、引用文献1には、「複数の周期的な励起パルス」により検出された「電気信号」から、「吸収」及び「蛍光」のデータを同時に取得できる旨の記載はない。また、引用文献2?4においても、「前記光源が点灯及び消灯を繰り返しているときに前記光検出部で連続的に得られる検出信号の中で」、「同一の前記試料に対する吸光データと蛍光データとを取得する」点について記載されていない。そして、蛍光の強度は透過光の強度に比べると低いことが自明であって、蛍光と透過光から測定される吸光とを、同じ検出器で測定することが困難であることに鑑みると、引用発明が、蛍光と吸光とが測定できるものであるからといって、それらを、連続的に得られる検出信号から取得することは、当業者が容易に想到できたことであるとはいえない。
したがって、相違点1について判断するまでもなく、本願発明1は、引用発明及び引用文献2ないし4に記載された技術事項に基づいて、当業者が容易に想到できたものであるとはいえない。

2 本願発明2について
本願発明2も、本願発明1の「前記光源が点灯及び消灯を繰り返しているときに前記光検出部で連続的に得られる検出信号の中で」、「同一の前記試料に対する吸光データと蛍光データとを取得する」と同一の構成を備えるものであるから、本願発明1と同じ理由により、当業者であっても、引用発明、引用文献2ないし4に記載された技術的事項に基づいて容易に発明できたものとはいえない。

第7 原査定について
本願発明1及び2は、「前記光源が点灯及び消灯を繰り返しているときに前記光検出部で連続的に得られる検出信号の中で」、「同一の前記試料に対する吸光データと蛍光データとを取得する」という事項を有するものとなっており、当業者であっても、原査定において引用された引用文献1?4に基づいて、容易に発明できたものとはいえない。
したがって、原査定の理由を維持することはできない。

第8 むすび
以上のとおり、原査定の理由によっては、本願を拒絶することはできない。
また、他に本願を拒絶すべき理由を発見しない。
よって、結論のとおり審決する。
 
審決日 2019-08-19 
出願番号 特願2015-89287(P2015-89287)
審決分類 P 1 8・ 121- WY (G01N)
最終処分 成立  
前審関与審査官 平田 佳規  
特許庁審判長 森 竜介
特許庁審判官 福島 浩司
渡戸 正義
発明の名称 光学分析装置  
代理人 江口 裕之  
代理人 妹尾 明展  
代理人 喜多 俊文  
代理人 阿久津 好二  
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