【事件の表示】
　特願２０１５−１９３９３１「Ｘ線ＣＴ装置、画像処理装置及び画像処理プログラム」拒絶査定不服審判事件〔平成２８年　５月　９日出願公開、特開２０１６−　６７９４７〕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、平成２７年９月３０日（国内優先権主張　平成２６年１０月１日）の出願であって、平成３１年４月１０日付けで拒絶理由が通知され、令和元年６月１４日付けで意見書及び手続補正書が提出され、令和元年１０月２８日付けで拒絶査定されたところ、令和２年２月３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　令和２年２月３日にされた手続補正についての補正の却下の決定
[補正の却下の決定の結論]
　令和２年２月３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（補正の内容）
（１）本件補正前の特許請求の範囲
　本件補正前の、令和元年６月１４日にされた手続補正により補正された特許請求の範囲の請求項１３の記載は次のとおりである 。
「【請求項１３】
　Ｘ線管から照射されたＸ線光子を検出するＸ線検出素子を複数有する光子計数型の検出器が有する複数の前記Ｘ線検出素子それぞれにより検出されたＸ線スペクトルの重心に基づいて、前記複数のＸ線検出素子それぞれが出力した検出信号の波高値を算出し、前記波高値に基づいて、前記検出信号を、前記Ｘ線検出素子ごとに補正する補正部と、
　補正された前記検出信号に基づいてＣＴ画像を再構成する再構成部と
　を備える、画像処理装置。」
（２）本件補正後の特許請求の範囲の記載
　本件補正により、本件補正前の特許請求の範囲の請求項１３は、次のとおり請求項６として補正された。（下線部は、補正箇所である。）
「【請求項６】
　
スペクトルメータを用いて検出された検出信号から基準となるＸ線スペクトルを求め、前記基準となるＸ線スペクトルから、前記基準となるＸ線スペクトルの重心である基準重心を求め、前記基準重心と、Ｘ線管から照射されたＸ線光子を検出するＸ線検出素子を複数有する光子計数型の検出器により検出されたＸ線スペクトルの重心とを一致させる補正値を、前記検出器が有する複数のＸ線検出素子ごとに算出する算出部と、
　複数の前記Ｘ線検出素子それぞれにより検出されたＸ線スペクトルの重心に基づいて、前記複数のＸ線検出素子それぞれが出力した検出信号の波高値を算出し、前記波高値
及び前記Ｘ線検出素子ごとに算出された補正値
　補正された前記検出信号に基づいてＣＴ画像を再構成する再構成部と
　を備える、画像処理装置。」
２　補正の適否
　本件補正は、本件補正前の請求項１３に記載された発明を特定するために必要な事項である「補正部」について、上記のとおり限定を付加するとともに、「画像処理装置」に、上記のとおり「算出部」の限定を付加するものであって、補正前の請求項１３に記載された発明と補正後の請求項６に記載される発明の産業上の利用分野及び解決しようとする課題が同一であるから、特許法１７条の２第５項２号の特許請求の範囲の減縮を目的とするものに該当する。
　そこで、本件補正後の請求項６に記載される発明（以下「本件補正発明」という。）が同条第６項において準用する同法第１２６条第７項の規定に適合するか（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）について、以下、検討する。
（１）明確性について
　本件補正発明の「複数のＸ線検出素子それぞれが出力した検出信号の波高値」は、「複数の前記Ｘ線検出素子それぞれにより検出されたＸ線スペクトルの重心に基づいて」算出されるものであるから、上記「波高値」は、「Ｘ線スペクトルの重心に基づいて」補正された値を意味するものと認められるが、そうすると、「前記波高値及び前記Ｘ線検出素子ごとに算出された補正値に基づいて」補正される「前記検出信号」は、すでに補正された「波高値」と、（補正前の値と補正後の値の差分である）「補正値」とに基づいて、補正されることとなり、技術的な意味を把握することができない。
　したがって、本件補正発明は、不明確であり、特許法第３６条第６項第２号の要件を満たしていない。
（２）進歩性について
ア　本件補正発明
　本件補正発明は、上記１（２）に記載したとおりのものである。
　
イ　引用文献の記載事項
（ア）　引用文献１の記載事項
ａ　原査定の拒絶の理由で引用された本願の優先日前に頒布された又は電気通信回線を通じて公衆に利用可能となった引用文献である、国際公開第２０１４／０８７２６４号（平成２６年６月１２日国際公開。以下「引用文献１」という。）には、図面とともに、次の記載がある。なお、訳文に付した下線は当審で付与したものである。
（引１―ａ）
「The aforesaid also applies to direct conversion semiconductors like CdTe and CZT semiconductors employed as conversion material for X-ray detectors to count individual photons, in particular for computed tomography imaging. Accordingly, the method and apparatus of the present invention may in particular be employed with all imaging modalities, which use ionizing radiation and which employ a direct converter for converting said radiation to electrical signals.」（第２頁第２１−２６行）
（当審訳）
「
上記は、特に、コンピュータ断層撮影画像化において、個々の光子をカウントするためにＸ線検出器の変換材料として利用されるＣｄＴｅやＣＺＴなどの直接変換半導体にも適用できる。
（引１―ｂ）
「The described concept may also allow for dealing with material behavior different from the described simple model, e.g. in case the persistent current may be considered to depend on the X-ray flux and the mean X-ray energy in a non-linear way, while the signal current may be considered to depend linearly on the flux and the mean X-ray energy. In such a case, the photoconductive gain may be measured for different mean energies of incident X-ray flux under different flux and mean energy photo current conditions. The results of said measurement may be compiled in a look-up table with the photoconductive gain being a function of the mean energy. Also the function itself may be employed for precisely determining a photoconductive gain.
 The method for image correction according to the present invention employs the readout information of an X-ray detector element and compensates said readout information for photoconductive gain employing compensation information. In other words, compensation information is used to remove from the readout information that part that is attributed to the persistent current, i.e. the photoconductive gain. The readout information is dependent on impinging X-radiation, which generates a photo current in the X-ray detector element, in particular in each pixel independently.」（第５頁第３０行−第６頁第１１行）
（当審訳）
「また、説明するコンセプトにより、説明する単純なモデルとは異なる材料ビヘイビアを取り扱うこともできる。例えば、永久電流がＸ線束と平均Ｘ線エネルギーに非線形に依存すると考えられるが、信号電流はＸ線束と平均Ｘ線エネルギーに線形に依存する場合を取り扱える。かかる場合には、光伝導ゲインは、線束と平均エネルギーが異なる光電流状態で入射Ｘ線束の異なる平均エネルギーに対して測定してもよい。上記の測定の結果を、光伝導ゲインを平均エネルギーの関数として、ルックアップテーブルに集積する。また、関数自体を、光伝導ゲインの精密な決定に利用してもよい。
　本発明による画像補正方法は、Ｘ線検出器要素の読み出し情報を利用して、補正情報を利用して、上記読み出し情報を光り伝導ゲインについて補正する。言い換えると、補正情報を用いて、永久電流に起因すると考えられる部分を、すなわち光伝導ゲインを読み出し情報から除く。読み出し情報は衝突Ｘ線放射に依存する。衝突Ｘ線放射はＸ線検出器要素に、具体的には個々のピクセルに独立に、光電流を発生する。」
（引１―ｃ）
「Regularly, a photon energy is not necessarily determined by its particular precise value, rather a particular energy range is determined, in which energy range the photon energy of a received photon falls. In case the photo current is not compensated for persistent current, the subsequently determined threshold level of a photon energy may be estimated to be higher than the actual photon energy. Thus, when compensating the photo current for persistent current, either the value output to the threshold level determinators or discriminators is compensated for or the levels themselves are changed to reflect the photoconductive gain, i.e. the added photon energy determined, which is attributed to the persistent current.
 The compensation information of the photoconductive gain may be determined, in particular for each pixel, by a calibration operation of the X-ray system. Said calibration operation may e.g. be an operation of the X-ray system without any object in the path of the X-radiation between the X-ray generating device and the X-ray detector employing a particular, known X-ray flux having a known mean energy. During said calibration operation, it is thus known, which energy level arriving at a particular pixel element is to be expected. Said expected value may subsequently be compared with the actual measured value. Deviations between the expected value and the measured value may thus be attributed to the persistent current and the photoconductive gain resulting therefrom. Said determined photoconductive gain, the persistent current per pixel respectively, may be employed for determining the compensation information so that a measured value, i.e. the obtained readout information, may be compensated for the photoconductive gain. Again, either the readout information may be compensated for prior to forwarding the readout information to subsequent readout electronics or the readout electronics themselves, in particular their determination behavior may be changed to remove the influence of the photoconductive gain for obtaining a compensated output value.」（第６頁第２７行−第７頁第１８行）
（当審訳）
「普通は、光子エネルギーは必ずしもその正確な値まで決定されず、あるエネルギー範囲が決定され、受け取られる光子の光子エネルギーはそのエネルギー範囲内に入る。光子電流が永久電流に対して補正されていない場合には、後で決定される光子エネルギーの閾値レベルが実際の光子エネルギーより高いと推定される。このように、光子電流を永久電流に対して補正するとき、閾値レベル決定器または弁別器に出力される値が補正されるか、レベル自体を変更して、光伝導ゲインを反映する。すなわち、可算した光子エネルギーが決定され、これは永久電流の寄与である。
　Ｘ線システムの校正操作により、特に各ピクセルについて、光伝導ゲインの補正情報を決定してもよい。上記校正操作は、例えば、既知の平均エネルギーを有する既知のＸ線束を利用するＸ線発生デバイスとＸ線検出器との間のＸ線放射の経路に何もオブジェクトが無いＸ線システムの操作である。上記校正操作中、あるピクセル要素にどのエネルギーレベルが到着すると期待されるかがわかる。ついで、上記の期待値を実際の測定値と比較する。期待値と測定値との間の相違は、このように永久電流と、それによる光伝導ゲインとに起因すると考えられる。上記の決定されたピクセルごとの光伝導ゲインと永久電流を利用して、補正情報の決定に利用でき、測定値すなわち取得した読み出し情報を光伝導ゲインに対して補正できる。再び、読み出し情報を後段の読み出しエレクトロニクスに送る前に、読み出し情報を補正してもよいし、読み出しエレクトロニクス自体を、特にその決定ビヘイビアを光伝導ゲインの影響を取り除くように変更して補正出力値を求めるようにしてもよい。」
（引１―ｄ）
「CT system 100 comprises an X-ray generating device 12 or X-ray tube as well as an X-ray detector 14 arranged on opposing sides of a gantry 16. X-ray generating device 12 is generating X-radiation 20, in Fig. 1 exemplarily depicted as a cone-beam arriving at the two-dimensional X-ray detector 14. Individual X-ray detector pixel elements 18 are provided on the X-ray detector 14. On a support 24, an object 22 to be examined is arranged, which object 22 may be brought into the X-ray beam 20 for spatially attenuating said X-ray beam to obtain information about the inner structure of object 22. The X-ray generating device 12 and the X-ray detector 14 are rotating about the object 22 on gantry 16, thereby generating individual X-ray images of a plurality of angular views around the object, which can later be reconstructed into a three-dimensional structure, e.g. by an apparatus 26. Apparatus 26 comprises a processor 28 as well as a storage element 30 for storing data prior to and/or subsequent to processing operations of processor 28 conducted in conjunction with the image information acquired by the X-ray detector 14. A user of the X-ray/CT system 10 may be provided with visual information depicted on display element 32.」（第８頁第１２−２５行）
（当審訳）
「
ＣＴシステム１００は、Ｘ線発生デバイス１２またはＸ線管と、ガントリー１６の反対側に配置されたＸ線検出器１４とを有する。Ｘ線発生デバイス１２は、Ｘ線２０を発生していて、図１では、２次元Ｘ線検出器１４に到達するコーンビームとして示されている。個々のＸ線検出器ピクセル要素１８がＸ線検出器１４上に設けられている。
Ｘ線発生デバイス１２とＸ線検出器１４とはガントリー１６上にありオブジェクト２２の周りを回転しているので、オブジェクトの周りの複数の角度からＸ線画像を生成する。これは後で、例えば装置２６により、３次元構造に再構成され得る。装置２６は、プロセッサ２８と、Ｘ線検出器１４により撮像された画像情報と関連して行われるプロセッサ２８の処理動作の前後のデータを記憶する記憶要素３０とを有する
（引１―ｅ）
「Further, the method according to the present invention may both be embodied as a program element within processor 28 as well as dedicated electronic circuitry performing the individual functions as depicted in Figs. 2 and 4a,b.
 Now referring to Fig. 2, an exemplary embodiment of an electronics circuitry for analyzing readout information is depicted.
 Fig. 2 shows exemplary readout circuitry 40 receiving as input a sensor current of an X-ray detector. In particular, Fig. 2 may be seen as readout circuitry being connected to a single X-ray detector pixel element 18.
 The circuitry in Fig. 2 is divided in a first part I determining a photon count and determining the respective photon energy and a further, second part II for determining the current received from a particular detector pixel 8.A plurality of discriminators 42a,b,n are employed for determining a particular energy level of a photon arriving at the X-ray detector pixel element. Subsequently, a photon counter 43a,b,n is attached behind the respective discriminator 42a,b,n for counting arriving photons having a respective energy level.
 E.g., a photon having an energy level between discriminator 1 and 2 would result in being counted by photon counter 1 , thereby it is known that the energy level of the photon must be between the energy levels determined by discriminator 1 and discriminator 2. A photon having an energy level between that of discriminator 6 and discriminator 7 for example, results in all photon counters 1 to 6 registering said photon, subsequently allowing determining the energy range of said photon to be between the energy level of discriminator 6 and discriminator 7.
 Parallel to the evaluation of the photon count, the current received from said pixel element is determined by an integrator 44 employing a charge packet counter 45 and a timer 46,47 to determine a charge amount during a specific time resulting in a current. Using the compensation information based on the persistent current, the energy threshold levels of the respective discriminators 42a,b,n may be compensated. Said compensation may e.g. be conducted by determining the persistent current, determining a baseline shift from the calculated persistent current and adjusting the energy thresholds of the discriminators corresponding to the baseline shift. E.g., a threshold that would be at 80 keV becomes a threshold at 64 keV in case the baseline shift amounts to 16 keV according to the estimated persistent current. Since the actual baseline shift may vary, a larger number of thresholds, e.g. n=10, or discriminators and possibly a fixed mutual energy distance is set above the baseline without baseline shift, in case there is no persistent current.」（第８頁第２９行−第９頁第２９行）
（当審訳）
「さらに、
本発明による方法は、プロセッサ２８中のプログラム要素として実施でき、図２と図４ａ、ｂに示した個別の機能を実行する専用電子回路としても実施できる。
　ここで図２を参照して、読み出し情報を分析する電子回路の一実施形態を示す。
 
図２は、Ｘ線検出器のセンサ電流を入力として受け取る読み出し回路４０を示す。
 図２の回路は、光子カウントを決定し、それぞれの光子エネルギーを決定する第１部分Ｉと、これとは別の、検出器ピクセル８から受け取った電流を決定する第２部分ＩＩとに分かれている。
複数の弁別器４２ａ、ｂ、ｎを利用して、Ｘ線検出器ピクセル要素に到達した光子のエネルギーレベルを決定する。ついで、光子カウンタ４３ａ、ｂ、ｎが各弁別器４２ａ、ｂ、ｎの後に取り付けられ、各エネルギーレベルを有する到着光子をカウントする。
　例えば、エネルギーレベルが弁別器１と２の間の光子は光子カウンタ１によりカウントされ、それによりその光子のエネルギーレベルは弁別器１により決まるエネルギーレベルと弁別器２により決まるエネルギーレベルとの間にあるに違いないことがわかる。例えば、エネルギーレベルが弁別器６と弁別器７との間である光子は、すべての光子カウンタ１−６がその光子を記録することになり、その光子のエネルギーレベルが弁別器６のエネルギーレベルと弁別器７のエネルギーレベルとの間にあると判定できる。
　
光子カウントの評価と並行して、上記ピクセル要素から受け取った電流が、電荷パケットカウンタ４５とタイマー４６、４７とを用いて、電流となるある時間中の電荷量を判定する積分器４４により判定される。永久電流に基づく補正情報を用いて、各弁別器４２ａ、ｂ、ｎのエネルギー閾値レベルを補正する。上記補正は、例えば、永久電流を決定して、計算した永久電流からのベースラインシフトを決定し、ベースラインシフトに対応する弁別器のエネルギー閾値を調整することにより行える。
（引１−ｆ）
「In case of a (non-linear) dependency of the photoconductive gain on the mean energy of the incident spectrum, it may further be required to characterize the photoconductive gain in dependence of the mean energy of the incident spectrum for each pixel. After correction of the baseline shift, in particular under the assumption of a certain mean energy of the incident spectrum, the photon energies are estimated and from this estimation also a mean energy. In case this determined mean energy matches the assumed mean energy, the baseline shift correction is considered to be sufficient. Otherwise, the correction is done successively with further photoconductive gain values for different mean energies until obtaining a best match.」（第１０頁第１４―２２行）
（当審訳）
「
光伝導ゲインが入射スペクトルの平均エネルギーに（非線形に）依存する場合、光伝導ゲインを各ピクセルの入射スペクトルの平均エネルギーに依存して特徴付けることがさらに必要である。ベースラインシフトの補正後、特に、入射スペクトルの平均エネルギーの仮定の下に、光子エネルギーを推定し、この推定から平均エネルギーを推定する。この決定された平均エネルギーが仮定された平均エネルギーと一致する場合、ベースラインシフト補正は十分であると考えられる。そうでなければ、最良一致が得られるまで、異なる平均エネルギーに対して、さらに別の光伝導ゲイン値で引き続き補正を行う。
（引１―ｇ）
「8. Apparatus (26) for image correction of X-ray image information, comprising a storage element (30) for storing received readout information of an object (22); and    a processing element (28) for generating compensated readout information; wherein the apparatus (26) is adapted to carry out the method (50) according to one of the preceding claims.」（第１５頁第１２−１６行）
（当審訳）
「【請求項８】
　Ｘ線画像情報の画像補正装置であって、
　オブジェクトの、受け取った読み出し情報を記憶する記憶要素と、
　補正された読み出し情報を生成する処理要素とを有し、
　請求項１乃至７いずれか一項に記載の方法を実行するように構成されている、装置。」
（引１―ｈ）　図２
　　
ｂ　上記記載から、引用文献１には、次の技術的事項が記載されているものと認められる。
（ａ）　上記ａ（引１―ｄ）の
「ＣＴシステム１００は、Ｘ線発生デバイス１２またはＸ線管と、ガントリー１６の反対側に配置されたＸ線検出器１４とを有する。Ｘ線発生デバイス１２は、Ｘ線２０を発生していて、図１では、２次元Ｘ線検出器１４に到達するコーンビームとして示されている。個々のＸ線検出器ピクセル要素１８がＸ線検出器１４上に設けられている。」
　から、引用文献１には、「Ｘ線発生デバイス１２またはＸ線管が発生するＸ線２０が到達する、個々のＸ線検出器ピクセル要素１８が設けられた２次元Ｘ線検出器１４」が記載されているものと認められる。
　また、上記ａ（引１―ａ）の
「上記は、特に、コンピュータ断層撮影画像化において、個々の光子をカウントするためにＸ線検出器の変換材料として利用されるＣｄＴｅやＣＺＴなどの直接変換半導体にも適用できる。」
　から、「２次元Ｘ線検出器１４」は、「個々の光子をカウントする」ものであることが読み取れる。
（ｂ）　上記ａ（引１―ｅ）の
「複数の弁別器４２ａ、ｂ、ｎを利用して、Ｘ線検出器ピクセル要素に到達した光子のエネルギーレベルを決定する。ついで、光子カウンタ４３ａ、ｂ、ｎが各弁別器４２ａ、ｂ、ｎの後に取り付けられ、各エネルギーレベルを有する到着光子をカウントする。」
　、及び、上記ａ（引１―ｅ）の
「永久電流に基づく補正情報を用いて、各弁別器４２ａ、ｂ、ｎのエネルギー閾値レベルを補正する。上記補正は、例えば、永久電流を決定して、計算した永久電流からのベースラインシフトを決定し、ベースラインシフトに対応する弁別器のエネルギー閾値を調整することにより行える。」
　から、「Ｘ線検出器ピクセル要素に到達した光子のエネルギーレベルを決定する複数の弁別器４２ａ、ｂ、ｎにおいて、計算した永久電流からのベースラインシフトを決定し、ベースラインシフトに対応する弁別器のエネルギー閾値を調整することにより、各弁別器４２ａ、ｂ、ｎのエネルギー閾値レベルを補正する」ことが読み取れる。
　そして、上記「Ｘ線検出器ピクセル要素に到達した光子」は、上記（ａ）を踏まえると、「個々のＸ線検出器ピクセル要素１８が設けられた２次元Ｘ線検出器１４」に「到達」する「Ｘ線発生デバイス１２またはＸ線管が発生するＸ線２０」の光子であることが読み取れる。
　そうすると、引用文献１には、「Ｘ線検出器ピクセル要素１８が設けられた個々の光子をカウントする２次元Ｘ線検出器１４に到達する、Ｘ線発生デバイス１２またはＸ線管が発生するＸ線２０の光子のエネルギーレベルを決定する複数の弁別器４２ａ、ｂ、ｎにおいて、計算した永久電流からのベースラインシフトを決定し、ベースラインシフトに対応する弁別器のエネルギー閾値を調整することにより、各弁別器４２ａ、ｂ、ｎのエネルギー閾値レベルを補正する」ことが記載されるものと認められる。
（ｃ）　上記ａ（引１―ｆ）の
「光伝導ゲインが入射スペクトルの平均エネルギーに（非線形に）依存する場合、光伝導ゲインを各ピクセルの入射スペクトルの平均エネルギーに依存して特徴付けることがさらに必要である。ベースラインシフトの補正後、特に、入射スペクトルの平均エネルギーの仮定の下に、光子エネルギーを推定し、この推定から平均エネルギーを推定する。この決定された平均エネルギーが仮定された平均エネルギーと一致する場合、ベースラインシフト補正は十分であると考えられる。そうでなければ、最良一致が得られるまで、異なる平均エネルギーに対して、さらに別の光伝導ゲイン値で引き続き補正を行う。」
　から、「ベースラインシフトの補正後、入射スペクトルの平均エネルギーの仮定の下に、光子エネルギーを推定し、この推定から平均エネルギーを推定し、この決定された平均エネルギーと、仮定された入射スペクトルの平均エネルギーとの最良一致が得られるまで、異なる平均エネルギーに対して、さらに別の光伝導ゲイン値でベースラインシフト補正を行う」ことが読み取れる。
（ｄ）　上記ａ（引１―ｅ）の
「図２は、Ｘ線検出器のセンサ電流を入力として受け取る読み出し回路４０を示す。」
　と、上記ａ（引１―ｅ）の
「光子カウントの評価と並行して、上記ピクセル要素から受け取った電流が、電荷パケットカウンタ４５とタイマー４６、４７とを用いて、電流となるある時間中の電荷量を判定する積分器４４により判定される。永久電流に基づく補正情報を用いて、各弁別器４２ａ、ｂ、ｎのエネルギー閾値レベルを補正する。」
　、及び、上記ａ（引１―ｈ）の図２より、上記（ｂ）、（ｃ）の、「Ｘ線検出器ピクセル要素１８が設けられた個々の光子をカウントする２次元Ｘ線検出器１４に到達する、Ｘ線発生デバイス１２またはＸ線管が発生するＸ線２０の光子のエネルギーレベルを決定する複数の弁別器４２ａ、ｂ、ｎにおいて、計算した永久電流からのベースラインシフトを決定し、ベースラインシフトに対応する弁別器のエネルギー閾値を調整することにより、各弁別器４２ａ、ｂ、ｎのエネルギー閾値レベルを補正する」こと、及び、「ベースラインシフトの補正後、入射スペクトルの平均エネルギーの仮定の下に、光子エネルギーを推定し、この推定から平均エネルギーを推定し、この決定された平均エネルギーと、仮定された入射スペクトルの平均エネルギーとの最良一致が得られるまで、異なる平均エネルギーに対して、さらに別の光伝導ゲイン値でベースラインシフト補正を行う」ことは、「Ｘ線検出器のセンサ電流を入力として受け取る読み出し回路４０」で行われることが読み取れる。
　また、上記「Ｘ線検出器のセンサ電流を入力として受け取る読み出し回路４０」の「Ｘ線検出器のセンサ電流」は、上記ａ（引１―ｈ）の図２からして、「Ｘ線検出器のＸ線検出器ピクセル要素が出力する信号」であることが見て取れる。
　以上のことから、「Ｘ線検出器ピクセル要素１８が設けられた個々の光子をカウントする２次元Ｘ線検出器１４に到達する、Ｘ線発生デバイス１２またはＸ線管が発生するＸ線２０の光子のエネルギーレベルを決定する複数の弁別器４２ａ、ｂ、ｎにおいて、計算した永久電流からのベースラインシフトを決定し、ベースラインシフトに対応する弁別器のエネルギー閾値を調整することにより、各弁別器４２ａ、ｂ、ｎのエネルギー閾値レベルを補正し、
　ベースラインシフトの補正後、入射スペクトルの平均エネルギーの仮定の下に、光子エネルギーを推定し、この推定から平均エネルギーを推定し、この決定された平均エネルギーと、仮定された入射スペクトルの平均エネルギーとの最良一致が得られるまで、異なる平均エネルギーに対して、さらに別の光伝導ゲイン値でベースラインシフト補正を行う、読み出し回路４０」が読み取れる。
（ｅ）　上記ａ（引１―ｄ）の
「Ｘ線発生デバイス１２とＸ線検出器１４とはガントリー１６上にありオブジェクト２２の周りを回転しているので、オブジェクトの周りの複数の角度からＸ線画像を生成する。これは後で、例えば装置２６により、３次元構造に再構成され得る。装置２６は、プロセッサ２８と、Ｘ線検出器１４により撮像された画像情報と関連して行われるプロセッサ２８の処理動作の前後のデータを記憶する記憶要素３０とを有する。」
　から、「Ｘ線検出器１４により撮像された画像情報と関連して処理動作が行われるプロセッサ２８を有し、Ｘ線発生デバイス１２とＸ線検出器１４が、オブジェクトの周りの複数の角度からＸ線画像を生成し、これを３次元構造に再構成する装置２６」が読み取れる。
　また、上記ａ（引１―ｅ）の
「さらに、本発明による方法は、プロセッサ２８中のプログラム要素として実施でき、図２と図４ａ、ｂに示した個別の機能を実行する専用電子回路としても実施できる。」
　における「専用電子回路」である、上記（ｄ）の「読み出し回路４０」は、上記ａ（引１―ｅ）の記載からして、「装置２６」に設けられることが読み取れる。
（ｆ）　上記ａ（引１―ｇ）の
「【請求項８】
　Ｘ線画像情報の画像補正装置であって、
　オブジェクトの、受け取った読み出し情報を記憶する記憶要素と、
　補正された読み出し情報を生成する処理要素とを有し、
　請求項１乃至７いずれか一項に記載の方法を実行するように構成されている、装置。」
　を踏まえると、上記（ｅ）の、「Ｘ線検出器１４により撮像された画像情報と関連して処理動作が行われるプロセッサ２８を有」する「装置２６」は、「Ｘ線画像情報の画像補正装置」であることが読み取れる。
　以上を踏まえると、引用文献１には、次の発明（以下「引用発明」という。）が記載されていると認められる。
「Ｘ線検出器のＸ線検出器ピクセル要素が出力する信号であるセンサ電流を入力として受け取る読み出し回路４０であって、
　Ｘ線検出器ピクセル要素１８が設けられた個々の光子をカウントする２次元Ｘ線検出器１４に到達する、Ｘ線発生デバイス１２またはＸ線管が発生するＸ線２０の光子のエネルギーレベルを決定する複数の弁別器４２ａ、ｂ、ｎにおいて、計算した永久電流からのベースラインシフトを決定し、ベースラインシフトに対応する弁別器のエネルギー閾値を調整することにより、各弁別器４２ａ、ｂ、ｎのエネルギー閾値レベルを補正し、
　ベースラインシフトの補正後、入射スペクトルの平均エネルギーの仮定の下に、光子エネルギーを推定し、この推定から平均エネルギーを推定し、この決定された平均エネルギーと、仮定された入射スペクトルの平均エネルギーとの最良一致が得られるまで、異なる平均エネルギーに対して、さらに別の光伝導ゲイン値でベースラインシフト補正を行う、読み出し回路４０と、
　Ｘ線検出器１４により撮像された画像情報と関連して処理動作が行われるプロセッサ２８と、
　を有し、Ｘ線発生デバイス１２とＸ線検出器１４が、オブジェクトの周りの複数の角度からＸ線画像を生成し、これを３次元構造に再構成する、Ｘ線画像情報の画像補正装置。」
ウ　引用発明との対比
（ア）　本件補正発明と引用発明とを対比すると、以下のとおりとなる。
ａ　引用発明の「Ｘ線検出器ピクセル要素１８」、「個々の光子をカウントする２次元Ｘ線検出器１４」、「光子のエネルギーレベル」は、それぞれ、本件補正発明の「Ｘ線検出素子」、「光子計数型の検出器」、「Ｘ線スペクトル」に相当する。
　したがって、引用発明の「Ｘ線検出器ピクセル要素１８が設けられた個々の光子をカウントする２次元Ｘ線検出器１４に到達する、Ｘ線発生デバイス１２またはＸ線管が発生するＸ線２０の光子のエネルギーレベル」は、本件補正発明の「Ｘ線管から照射されたＸ線光子を検出するＸ線検出素子を複数有する光子計数型の検出器により検出されたＸ線スペクトル」に相当する。
ｂ　
（ａ）「Ｘ線スペクトルの重心」について
　引用発明の「入射スペクトル」は、本件補正発明の「Ｘ線スペクトル」に相当する。
　そして、本件補正発明の「Ｘ線スペクトルの重心」は、本願の明細書の以下の記載、「そして、算出部３３ａは、エネルギー位置をＸ、エネルギー位置Ｘのスペクトル強度をＳ（Ｘ）とした場合、Ｘ線スペクトルの重心（Ｃ）を以下の式「Ｃ＝∫Ｘ＊Ｓ（Ｘ）ｄｘ／∫Ｓ（Ｘ）ｄｘ」で算出する。」（段落【００３９】）からして、「∫Ｘ＊Ｓ（Ｘ）ｄｘ／∫Ｓ（Ｘ）ｄｘ」で定義されるものと認められる。
　一方、引用発明の「ベースラインシフトの補正後、入射スペクトルの平均エネルギーの仮定の下に、光子エネルギーを推定し、この推定から平均エネルギーを推定し、この決定された平均エネルギーと、仮定された入射スペクトルの平均エネルギーとの最良一致が得られるまで、異なる平均エネルギーに対して、さらに別の光伝導ゲイン値でベースラインシフト補正を行う、読み出し回路４０」における、上記「平均エネルギー」とは、一般に、上記「∫Ｘ＊Ｓ（Ｘ）ｄｘ／∫Ｓ（Ｘ）ｄｘ」と、同じ数式により定義されるものと認められる（参考として、「山口恭弘 他、「校正用X線の線質を表わす諸量の測定」、JAERI-M 84-232」の特に第３頁の（４）式、 「清水滋 他 「放射線測定器の性能試験に用いる国際規格に準拠したX線標準場の整備」、JAEA-Technology 2011-008」の特に第１１頁の（３−１２）〜（３−１５）式参照）。
　したがって、引用発明の、「平均エネルギー」は、本件補正発明の「Ｘ線スペクトルの重心」に相当するものということができる。
　そうすると、引用発明の「光子エネルギー」の「推定から」推定された「平均エネルギー」は、本件補正発明の「Ｘ線管から照射されたＸ線光子を検出するＸ線検出素子を複数有する光子計数型の検出器により検出されたＸ線スペクトルの重心」に相当するものということができる。
（ｂ）「基準重心」について
　引用発明の「ベースラインシフトの補正後、入射スペクトルの平均エネルギーの仮定の下に、光子エネルギーを推定し、この推定から平均エネルギーを推定し、この決定された平均エネルギーと、仮定された入射スペクトルの平均エネルギーとの最良一致が得られるまで、異なる平均エネルギーに対して、さらに別の光伝導ゲイン値でベースラインシフト補正を行う」ことにおいて、「仮定」された「入射スペクトルの平均エネルギー」、は、本件補正発明の「基準となるＸ線スペクトルの重心である基準重心」に相当する。
（ｃ）「補正値」について
　引用発明の「この決定された平均エネルギーと、仮定された入射スペクトルの平均エネルギーとの最良一致が得られるまで、異なる平均エネルギーに対して、さらに別の光伝導ゲイン値でベースラインシフト補正を行う」ことは、上記（ａ）（ｂ）を踏まえると、本件補正発明の「基準となるＸ線スペクトルの重心である基準重心と、Ｘ線管から照射されたＸ線光子を検出するＸ線検出素子を複数有する光子計数型の検出器により検出されたＸ線スペクトルの重心とを一致させる」ことに相当するものであり、引用発明の「この決定された平均エネルギーが、仮定された入射スペクトルの平均エネルギーと一致するように」決定されるものである「ベースラインシフト」は、本件補正発明の「基準重心と、Ｘ線管から照射されたＸ線光子を検出するＸ線検出素子を複数有する光子計数型の検出器により検出されたＸ線スペクトルの重心とを一致させる補正値」に相当するものであるということができる。
　これらのことから、引用発明の「ベースラインシフトの補正後、入射スペクトルの平均エネルギーの仮定の下に、光子エネルギーを推定し、この推定から平均エネルギーを推定し、この決定された平均エネルギーと、仮定された入射スペクトルの平均エネルギーとの最良一致が得られるまで、異なる平均エネルギーに対して、さらに別の光伝導ゲイン値でベースラインシフト補正を行う、読み出し回路４０」と、本件補正発明の「スペクトルメータを用いて検出された検出信号から基準となるＸ線スペクトルを求め、前記基準となるＸ線スペクトルから、前記基準となるＸ線スペクトルの重心である基準重心を求め、前記基準重心と、Ｘ線管から照射されたＸ線光子を検出するＸ線検出素子を複数有する光子計数型の検出器により検出されたＸ線スペクトルの重心とを一致させる補正値を、前記Ｘ線検出素子ごとに算出する算出部」とは、「基準となるＸ線スペクトルの重心である基準重心を求め、前記基準重心と、Ｘ線管から照射されたＸ線光子を検出するＸ線検出素子を複数有する光子計数型の検出器により検出されたＸ線スペクトルの重心とを一致させる補正値を、前記Ｘ線検出素子ごとに算出する算出部」である点で共通する。
ｃ　本件補正発明の「複数の前記Ｘ線検出素子それぞれにより検出されたＸ線スペクトルの重心に基づいて、前記複数のＸ線検出素子それぞれが出力した検出信号の波高値」について、上記（１）で述べたとおり、不明確であるものの、上記ｂを踏まえると、引用発明の「ベースラインシフトの補正後、入射スペクトルの平均エネルギーの仮定の下に、光子エネルギーを推定し、この推定から平均エネルギーを推定し、この決定された平均エネルギーと、仮定された入射スペクトルの平均エネルギーとの最良一致が得られるまで、異なる平均エネルギーに対して、さらに別の光伝導ゲイン値でベースラインシフト補正を行う」ことにおいて、上記「ベースラインシフトの補正後、入射スペクトルの平均エネルギーの仮定の下に」「推定」した「光子エネルギー」は、本件補正発明の「複数の前記Ｘ線検出素子それぞれにより検出されたＸ線スペクトルの重心に基づいて、前記複数のＸ線検出素子それぞれが出力した検出信号の波高値」に相当するものということができる。
　そして、上記ｂを踏まえると、引用発明の「この決定された平均エネルギーが、仮定された入射スペクトルの平均エネルギーと一致するように」決定されるものである「ベースラインシフト」は、本件補正発明の「前記Ｘ線検出素子ごとに算出された補正値」に相当するものであるということができる。
ｄ　引用発明の「Ｘ線検出器のＸ線検出器ピクセル要素が出力する信号であるセンサ電流」は、本件補正発明の「前記複数のＸ線検出素子それぞれが出力した検出信号」に相当する。
　そして、上記「Ｘ線検出器のＸ線検出器ピクセル要素が出力する信号であるセンサ電流」に基づいて、「ベースラインシフトに対応する弁別器のエネルギー閾値」を調整した「複数の弁別器４２ａ、ｂ、ｎ」において、「光子のエネルギーレベル」が決定されるものであるから、「読み出し回路４０」において行われる「ベースラインシフト補正」は、「Ｘ線検出器のＸ線検出器ピクセル要素」ごとに補正を行うものであるといえる。
　そして、上記ｃを踏まえると、引用発明の「ベースラインシフトの補正後、入射スペクトルの平均エネルギーの仮定の下に、光子エネルギーを推定し、この推定から平均エネルギーを推定し、この決定された平均エネルギーと、仮定された入射スペクトルの平均エネルギーとの最良一致が得られるまで、異なる平均エネルギーに対して、さらに別の光伝導ゲイン値でベースラインシフト補正を行う、読み出し回路４０」は、本件補正発明の「複数の前記Ｘ線検出素子それぞれにより検出されたＸ線スペクトルの重心に基づいて、前記複数のＸ線検出素子それぞれが出力した検出信号の波高値を算出し、前記波高値及び前記Ｘ線検出素子ごとに算出された補正値に基づいて、前記検出信号を、前記Ｘ線検出素子ごとに補正する補正部」に相当するものである。
ｅ　引用発明の「Ｘ線発生デバイス１２とＸ線検出器１４が、オブジェクトの周りの複数の角度からＸ線画像を生成し、これを３次元構造に再構成する、Ｘ線画像情報の画像補正装置」において、「Ｘ線画像」を「３次元構造に再構成」する構成について明記はないものの、本件補正発明の「検出信号に基づいてＣＴ画像を再構成する再構成部」に相当する構成を備えることは明らかである。
　また、引用発明の「読み出し回路４０」において、補正された「光子のエネルギーレベル」に基づいて、「Ｘ線画像を生成し、これを３次元構造に再構成」していることは明らかであるので、引用発明の「Ｘ線発生デバイス１２とＸ線検出器１４が、オブジェクトの周りの複数の角度からＸ線画像を生成し、これを３次元構造に再構成する、Ｘ線画像情報の画像補正装置」において、本件補正発明の「補正された前記検出信号に基づいてＣＴ画像を再構成する再構成部」に相当する構成を備えることは明らかである。
ｆ　引用発明の「Ｘ線画像情報の画像補正装置」は、本件補正発明の「画像処理装置」に相当する。
（イ）　以上のことから、本件補正発明と引用発明との一致点及び相違点は、次のとおりである。
　【一致点】
「基準となるＸ線スペクトルの重心である基準重心を求め、前記基準重心と、Ｘ線管から照射されたＸ線光子を検出するＸ線検出素子を複数有する光子計数型の検出器により検出されたＸ線スペクトルの重心とを一致させる補正値を、前記検出器が有する複数のＸ線検出素子ごとに算出する算出部と、
　複数の前記Ｘ線検出素子それぞれにより検出されたＸ線スペクトルの重心に基づいて、
前記複数のＸ線検出素子それぞれが出力した検出信号の波高値を算出し、前記波高値及び前記Ｘ線検出素子ごとに算出された補正値に基づいて、前記検出信号を、前記Ｘ線検出素子ごとに補正する補正部と、
　補正された前記検出信号に基づいてＣＴ画像を再構成する再構成部と
　を備える、画像処理装置。」　
　【相違点】
　「基準となるＸ線スペクトルの重心である基準重心」を、本件補正発明は、「スペクトルメータを用いて検出された検出信号から」求めているのに対して、引用発明では、「入射スペクトルの平均エネルギー」は、「仮定」されたものであり、いかにして算出するものであるか定かではない点。
（４）　判断
　以下、相違点について検討する。
ア　相違点について
　引用発明においては、「入射スペクトルの平均エネルギーの仮定の下」、「光子エネルギーを推定し、この推定から平均エネルギーを推定し、この決定された平均エネルギーと、仮定された入射スペクトルの平均エネルギーとの最良一致が得られるまで、異なる平均エネルギーに対して、さらに別の光伝導ゲイン値でベースラインシフト補正を行う」ものであり、引用文献１には、上記「入射スペクトルの平均エネルギー」をいかにして算出するのか明確に記載されていないが、引用発明において、「入射スペクトルの平均エネルギー」を仮定するためには、何らかの手段により、「入射スペクトルの平均エネルギー」を測定する必要があるのは明らかである。
　ただし、例えば、Ｘ線ＣＴ装置の製品仕様に同製品の「入射スペクトルの平均エネルギー」が記載されるなどしていて、「入射スペクトルの平均エネルギー」がすでに分かっている場合は、同Ｘ線ＣＴ装置の使用者が、改めて同装置の「入射スペクトルの平均エネルギー」を測定する必要はないが、この場合においても、同装置の製造者において、同装置の製品仕様を定めるにあたり、工場出荷前に同装置の「入射スペクトルの平均エネルギー」を測定する必要がある。
　つまり、引用発明において、「入射スペクトルの平均エネルギー」を仮定するためには、いずれにしても何らかの手段により、「入射スペクトルの平均エネルギー」を測定する必要があるのは明らかである。
　そして、「入射スペクトルの平均エネルギー」を測定するにあたり、Ｘ線発生装置から出力されるＸ線のエネルギー分布を測定する手段として、スペクトルメータは一般的に広く使用される機器であり（参考として、特開２００９−２８５３５６号公報の特に段落【００４８】参照）、引用発明において、スペクトルメータにより「入射スペクトル」を測定し、「入射スペクトルの平均エネルギー」を求める構成を採用することは、当業者であれば必要に応じて適宜なし得ることである。
　したがって、引用発明に基づいて、上記相違点に係る構成をなすことは当業者が容易に想到しうることである。　
　
イ　そして、上記相違点を総合的に勘案しても、本件補正発明の奏する作用効果は、引用発明の奏する作用効果から予測される範囲内のものにすぎず、格別顕著なものということはできない。
ウ　請求人の主張について
　請求人は、審判請求書の「３．（ｃ）本願発明と引用発明との対比」において、
「一方、引用文献１〜４には、上記の構成について記載されていません。例えば、引用文献１には、段落００４７において、「ベースラインシフトの補正後、特に、入射スペクトルの平均エネルギーの仮定のもとに、光子エネルギーを推定し、この推定から平均エネルギーを推定する。この決定された平均エネルギーが仮定された平均エネルギーが仮定された平均エネルギーと一致する場合、ベースラインシフト補正は十分であると考えられる。」との記載はありますが、引用文献１では、入射スペクトルの平均エネルギーに関して何らかの仮定を置くことにより補正を行うことができるという程度の記載にとどまり、上述のように、スペクトルメータを用いた具体的な本願の構成については記載がありません。従いまして、引用文献１〜４では、本願のようには、正確に検出素子全体の感度を均一に揃えることは難しいと考えられます。」
　と主張する。
　しかしながら、上記「１　相違点について」で示したように、「入射スペクトルの平均エネルギー」を測定するにあたり、Ｘ線発生装置から出力されるＸ線のエネルギー分布を測定する手段として、スペクトルメータは一般的に広く使用される機器であり、引用発明に基づいて、本件補正発明の構成をなすことは、当業者が容易に想到しうるとの判断に変わりはなく、上記「正確に検出素子全体の感度を均一に揃える」という効果も、引用発明において達成される効果である。
　
エ　したがって、本件補正発明は、引用発明に基づいて、当業者が容易に発明をすることができたものであり、特許法２９条２項の規定により、特許出願の際独立して特許を受けることができないものである。
　
３　本件補正についてのむすび
　よって、本件補正は、特許法１７条の２第６項において準用する同法１２６条７項の規定に違反するので、同法１５９条１項の規定において読み替えて準用する同法５３条１項の規定により却下すべきものである。
　よって、上記補正の却下の決定の結論のとおり決定する。　
第３　本願発明について
１　本願発明
　令和２年２月３日にされた手続補正は、上記のとおり却下されたので、本願の請求項に係る発明は、令和元年６月１４日にされた手続補正により補正された特許請求の範囲の請求項１ないし１４に記載された事項により特定されるものであるところ、その請求項１３に係る発明（以下「本願発明」という。）は、その請求項１３に記載された事項により特定される、前記第２［理由］１（１）に記載のとおりのものである。
２　原査定の拒絶の理由
　原査定の拒絶の理由は、この出願の請求項１〜１４に係る発明は、本願の優先権主張の日（以下「優先日」という。）前に日本国内又は外国において、頒布された又は電気通信回線を通じて公衆に利用可能となった下記の引用文献１に記載された発明及び周知技術に基づいて、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２９条２項の規定により特許を受けることができない、というものである。
１.国際公開第２０１４／０８７２６４号
２.国際公開第２０１４／００１９２６号
３.特開平８−３８４６７号公報（周知技術を示す文献）
４.特開昭５８−１８５１３６号公報（周知技術を示す文献）
３　引用文献
　原査定の拒絶の理由で引用された引用文献１の記載事項は、前記第２の［理由］２（２）に記載したとおりである。
　
４　対比・判断
　本願発明は、前記第２の［理由］２で検討した本件補正発明から、「スペクトルメータを用いて検出された検出信号から基準となるＸ線スペクトルを求め、前記基準となるＸ線スペクトルから、前記基準となるＸ線スペクトルの重心である基準重心を求め、前記基準重心と、Ｘ線管から照射されたＸ線光子を検出するＸ線検出素子を複数有する光子計数型の検出器により検出されたＸ線スペクトルの重心とを一致させる補正値を、前記検出器が有する複数のＸ線検出素子ごとに算出する算出部」と、「補正部」が「前記波高値及び前記Ｘ線検出素子ごとに算出された補正値に基づいて、前記検出信号を、前記Ｘ線検出素子ごとに」補正することのうち、「前記Ｘ線検出素子ごとに算出された補正値」に係る限定事項を削除したものである。
　そうすると、本願発明の発明特定事項を全て含み、さらに他の事項を付加したものに相当する本件補正発明が、前記第２の［理由］２（３）、（４）に記載したとおり、引用発明に基づいて、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、本願発明も、引用発明に基づいて、当業者が容易に発明をすることができたものである。
　
第４　むすび
　以上のとおり、本願発明は、特許法２９条２項の規定により特許を受けることができないから、他の請求項に係る発明について検討するまでもなく、本願は拒絶されるべきものである。
よって、結論のとおり審決する。