【事件の表示】
　平成１１年特許願第１８２４０７号「ＭＲ検査を行う装置」拒絶査定不服審判事件〔平成１２年　１月２５日出願公開、特開２０００−　２３９４５〕について、次のとおり審決する。
【結　論】
　本件審判の請求は、成り立たない。
【理　由】
 第１　手続の経緯・本願発明
　本件は、平成１１年６月２８日（パリ条約による優先権主張　１９９８年６月２６日、米国（ＵＳ））の特許出願（平成１１年特許願第１８２４０７号。以下、「本件出願」という。）であって、平成２０年９月１８日付けで、拒絶査定（発送日：同月２６日）がなされたところ、拒絶査定不服審判が同年１２月２２日に請求され、当審で、平成２２年３月５日付けで拒絶の理由を通知したところ、意見書及び手続補正書が同年８月１０日に提出されたものである。
　本件出願の請求項１〜１３に係る発明は、平成２２年８月１０日提出の手続補正書により補正された特許請求の範囲の記載からみて、その特許請求の範囲の請求項１〜１３に記載された事項により特定されるとおりのものであって、その請求項１に係る発明（以下、「本願発明」という。）は次のとおりのものと認める。
　　　
「【請求項１】　ＭＲ検査を行う装置において、
　位相エンコーディンググラジエントを１パターン内でステップごとに変化させ、ＭＲデータの１フレームを収集する手段を有しており、
　当該収集する手段は、前記パターンを、ａ）最大位相エンコーディンググラジエントと最小位相エンコーディンググラジエントとの間で振動させ、かつ
ｂ）最小位相エンコーディングから最大位相エンコーディングへの振動と、最大位相エンコーディングから最小位相エンコーディングへの振動のそれぞれ一部に、ゼロ位相エンコーディンググラジエントを含むようにする、ことを特徴とする装置。」
　　
第２　当審の拒絶理由 
　一方、当審において平成２２年３月５日付けで通知した拒絶の理由の概要は、本件出願の請求項１〜１３に係る発明は、本件出願の優先権主張日より前に頒布された、特開平２−２２４７３６号公報 （以下、「引用刊行物Ａ」という。）、特開平７−６７８５５号公報（以下、「引用刊行物Ｂ」という。）、及び特開平１０−３３５００号公報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、というものである。
　　
第３　引用刊行物記載の発明
（３Ａ）上記引用刊行物Ａには、次の事項が図面とともに記載されている。（下線は当審により付与したものである。以下、同様である。） 
（３Ａ−１）「２．特許請求の範囲 
 （１）位相エンコード量を同じ方向に変化させながら各ラインのデータ収集を行なうスキャンを、複数回連続して行なう手段と、収集したデータの任意時点での、時間的に連続している、１画面分のライン数のデータより画像再構成する手段とを具備することを特徴とする
ＭＲ撮像装置
 　 
（３Ａ−２）「【発明が解決しようとする課題】 
　しかしながら、このように各スキャンでそれぞれ１画面の画像を再構成するというのでは、１スキャンに数秒かかり（１画面の画像はこの１スキャンの時間内の平均像ということになる）、画像と画像の時間間隔が１スキャンに要する時間となるため、画像の時間分解能が悪いという問題がある。 
　この発明は、
同じ部位につき時間的につぎつぎに複数の画像を得る
 　 
（３Ａ−３）「【実　施　例】 
　つぎにこの発明の一実施例について図面を参照しながら説明する。第１図において被検者１０は主マグネット１１により形成される静磁場中に配置される。傾斜磁場コイル１２には傾斜磁場電源２２からパルス状の電流が供給され、パルス状の傾斜磁場が上記の静磁場に重畳される。被検者１０にはＲＦコイル１３がセットされ、このＲＦコイル１３に高周波送受信回路２３より所定波形の高周波信号が供給され、被検者１０のスピンが励起されるとともに、そこに生じたＮＭＲ信号がこのＲＦコイル１３を経て高周波送受信回路２３に受信される。これら、
ＲＦ励起・受信、傾斜磁場の波形及びタイミングは測定制御装置２１により制御されて
パルスシーケンスが行なわれる
１ラインのデータが得られ、これらが次々にデータ収集メモリ２４に格納される
　この実施例では、１２８×１２８のマトリクスの画像を再構成するものとし、
位相エンコード量を−６４から＋６３まで１２８通りに変化さ
１スキャン（１２８回のシーケンス）で１２８ライン分のデータを得る
　そして、第２図Ａ、Ｂに示すように、たとえば位相エンコード量が−６４から＋６３へという同一の順序で同じ方向に変化しながら各スキャンが行なわれるよう測定制御装置２１が制御する。 
　１回目の撮像で第１回のスキャンが行なわれ、２回目の撮像で第２回のスキャンが行なわれる、というようにして複数回のスキャンを順次時間的に連続して行なう。この場合、１回の撮像（スキャン）に２秒かかるとすると、第２図Ｂに示すように、１回目の撮像で得られたデータを使用して２次元フーリエ変換を行なって得た画像の時間重心は時刻１秒、２回目の撮像での画像のそれは時刻３秒、３回目の撮像での画像のそれは時刻５秒となり、各画像の時間間隔は２秒となる。 
　ところが、上記のように位相エンコード量の変化方向が各スキャンで同一となっているため、１回目の撮像と２回目の撮像で得られる多数ラインのデータのうち第２図Ａの（ｂ）、（ｃ）のデータ分のように時間的に連続している１２８ライン分のデータであればどの部分であってもすべての位相エンコード量が揃うことになり、画像再構成可能である。 
　そこで、この実施例では
データ収集メモリ２４に蓄えられた多数ラインのデータのうち、第１の画像分として１回目撮像で得られた１２８ライン分のデータ（ａ）を取り出し
再構成された画像を画像メモリ３１に格納する
　
つぎに第２の画像分として、２回目撮像で得られた１２８ライン一分のデータのうちの前の１／６分のみのデータを取り出し
１回目撮像で得られた１２８ライン分のデータのうちの後の５／６分のデータと組み合わせられて第３図Ｂのようになる
再構成された画像を画像メモリ３２に格納する
　さらに第３の画像分として、前記第２の画像を再構成するのに用いた２回目撮像の１／６分のデータに続く１／６分のみのデータを取り出し、ライン方向にフーリエ変換してメモリ２６にオーバーライドする。するとメモリ２６の内容は、前に格納されていた１回目撮像で得られた１２８ライン分のデータのうちの後の４／６分のデータと、２回目撮像で得られた１２８ライン分のデータのうちの最初の１／６分のデータと組み合わせられて第３図Ｂのようになる。このメモリ２６に格納されたデータは第２図Ａの（ｃ）に相当する。これらを
１回目撮像で得られた１２８ライン分のデータのうちの後の４／６分のデータと２回目撮像で得られた１２８ライン分のデータのうちの前の２／６分のデータ（ｃ）を取り出し、同様にフーリエ変換してメモリ２６に格納する
第３図Ｃのようになり
画像メモリ３３に格納する
　これらの画像は第２図Ａのデータ（ａ），（ｂ），（ｃ）で作られたものであるから、それぞれに時間重心は時刻１秒、１．３秒、１．６秒となり、時間間隔の短い複数の画像を得ることができる。」（２頁右上欄１０行〜３頁左下欄３行） 
 　　　　　 
（３Ａ−４）「【発明の効果】 
　この発明のＭＲ撮像装置によれば、各画像の時間間隔が非常に短い
同一部位の複数画像
造影剤の流れ等の被検体内の動きをより滑らかに表示する
 　　　　　　　　　　　 
（３Ａ−５）図１及び図２には、位相エンコード量として、
−６４と＋６３の間に０の位相エンコード量を設ける
 　　　　　　　　　 
　上記摘記事項（３Ａ−１）〜（３Ａ−５）の記載を参照すると、上記引用刊行物Ａには、 
「位相エンコード量が−６４から０を含み＋６３へという同一の順序で同じ方向に変化しながら各スキャンが行なわれるように制御する測定制御装置２１と、
　位相エンコード量の−６４から０を含み＋６３までの１２８通りに変化させたときの１２８ライン分のデータを得るデータ収集メモリ２４とを有し、 
　データ収集メモリ２４に蓄えられた多数ラインのデータのうち、第１の画像分として１回目撮像で得られた１２８ライン分のデータ（ａ）を取り出し、再構成された画像を画像メモリ３１に格納し、 
　つぎに第２の画像分として、１回目撮像で得られた１２８ライン分のデータのうちの後の５／６分のデータと、２回目撮像で得られた１２８ライン分のデータのうちの前の１／６分のみのデータとを取り出し、再構成された画像を画像メモリ３２に格納し、 
　さらに第３の画像分として、１回目撮像で得られた１２８ライン分のデータのうちの後の４／６分のデータと、２回目撮影で得られた１２８ライン分のデータのうちの前の２／６のみのデータとを取り出して、再構成された画像を画像メモリ３３に格納することにより、同一部位の複数画像から造影剤の流れ等の被検体内の動きをより滑らかに表示することができるＭＲ撮像装置。」 
　の発明（以下、「引用発明」という。）が記載されている。 
 　　　　　　　　　　　　　　　　 
（３Ｂ）本件出願の優先権主張の日前に頒布された、上記引用刊行物Ｂには、次の事項が図面とともに記載されている。 
（３Ｂ−１）「【請求項１】　核共鳴信号により時間分解して画像を生成する方法であって、 
　核スピンを励起し、位相符号化し、発生した信号を読出し、該信号の位相エンコードに相応して当該信号を個々のセグメント（ＳＧ）に分割されたローデータマトリクス（ＲＭ）のそれぞれ１つの列にプロットし、 
　列によって完全に満たされたローデータマトリクス（ＲＭ）から画像を作成し、 
　複数のローデータマトリクスを運動経過の異なる時点で生成する、ＭＲ画像生成方法において、 
　少なくとも１つのセグメント（ＳＧ）の信号（Ｓ）を時間的に順次連続する２つのローデータマトリクス（ＲＭ）に対して共通に適用することを特徴とする、 
ＭＲ画像生成方法。」 
 　　　　　　　　　　 
（３Ｂ−２）「【０００１】 
【産業上の利用分野】本発明は、核共鳴信号により時間分解して画像を生成する方法であって、核スピンを励起し、位相エンコードし、発生した信号を読出し、該信号の位相エンコードに相応して当該信号を個々のセグメントに分割されたローデータマトリクスのそれぞれ１つの列にプロットし、列によって完全に満たされたローデータマトリクスから画像を作成し、複数のローデータマトリクスを運動経過の異なる時点で生成する、
ＭＲ画像生成
 　　　　　　　　　　　　　　 
（３Ｂ−３）「【０００９】ＦＩＳＰシーケンスを以下、図１に基づいて簡単に説明する。詳細な記載は米国特許第４７６９６０３号明細書にある。図１のＡの高周波パルスシーケンスＲＦにより、基本磁場に配列された被検体の核スピンが偏向される。図１Ｂの高周波パルスは層選択勾配ＳＳの作用下で照射される。したがってこのパルスは被検体の層にだけ選択的に作用する。層選択勾配ＳＳの各正のパルスには負のパルスが続き、したがって正のパルスによって惹起されたディフェージングが再び回復される。各励起後に
位相エンコード勾配Ｐｈのパルスが照射され（図１Ｃ）、このパルスの振幅−時間面は励起パルスごとに変化する
 　　　　　　　　　　　　 
（３Ｂ−４）「【００１９】問題点を説明するため、図２には心臓運動の時間分解検出のための従来のデータ記録が示されている。ここではＥＣＧが検出され、Ｒ波によりそれぞれ測定がトリガされる。各心周期、すなわち２つのＲ波間の時間は心臓フェーズに分割される。ここで各心臓フェーズにはデータ獲得窓が割り当てられている。図２の実施例ではデータ獲得窓ＤＡ１〜ＤＡ６が割り当てられる。各データ獲得窓ＤＡ１〜ＤＡ６でＦＩＳＰシーケンスにより個々の信号、すなわちローデータマトリクスのラインが得られる。したがって６つの心臓フェーズを検出したければ、６つのデータ獲得フェーズＤＡ１〜ＤＡ６で６つの信号が得られる。これら６つの信号は、６つの連続する画像を作成するためローデータマトリクスのそれぞれ１つのラインに配属される。ＥＣＧの次のＲ波の後、位相エンコード勾配の連続接続によりそれぞれ別のラインが６つの画像の各々に対して得られる。したがってローデータマトリクスのラインの数ＮとＥＣＧの順次連続する２つのＲ波の平均間隔ＴＲＲの積から全測定時間が得られる。ローデータマトリクスが１２８ラインの場合、完全な測定のためには約１２８秒が必要である。これは呼吸停止期間内には実施するはできないから、ほとんど必然的に運動アーチファクトが生じる。 
【００２０】すでに冒頭に述べたＤ．Ｊ．ＡｔｋｉｎｓｏｎおよびＲ．Ｒ．Ｅｄｅｌｍａｎ著の刊行物から、各心臓フェーズ内で画像の各々に対して複数のフーリエラインを高速に順次連続して測定し、これらのラインを相応する心臓フェーズを有するローデータマトリクスのセグメントに割り当てることが公知である。このセグメント化されたＫ空間技術として公知の手段は、図３に概略的に示されている。ここではそれぞれの心臓フェーズに対する各データ獲得窓ＤＡ（図３には概略的にそれぞれ第１のデータ獲得窓ＤＡ１だけが示されている）内で、異なって位相エンコードされた複数の信号が得られる。ローデータマトリクスＲＭはセグメントＳＧ１〜ＳＧＮの数に分割される。
第１のデータ獲得フェーズＤＡ１では第１のＲ波Ｒ１の後、各セグメントＳＧの第１のラインがそれぞれプロットされる
第２のデータ獲得フェーズＤＡ１’では第２のＲ波の後、各セグメントのそれぞれ第２のラインがプロットされる
【００２１】図４にはデータ獲得フェーズＤＡ１に対するパルスシーケンスの対応関係が概略的に示されている。図２と比較すると、ここではデータ獲得フェーズＤＡ１中に複数回の励起が行われ、複数の異なって位相エンコードされた信号の得られることがわかる。 
【００２２】図５には測定の時間的経過が示されている。
ここでは時間軸ｔに心周期Ｔ
ＲＲ
内のそれぞれの測定時点がプロットされている
　ＴＡ＝Ｎ・ＴＲＲ／ｍ 
 である。 
【００２３】ただ１つの呼吸停止サイクル内での“Ｃｉｎｅ−Ｓｔｕｄｉｅ”の実施は、約９のセグメント数を前提とする。」 
 　　　　　　　　　　　　　 
（３Ｂ−５）「【００２４】本発明は、２つの順次連続する画像のローデータラインに対して１つまたは複数の信号Ｓを使用するという考えから出発するものである。図６に手段が示されている。ここでも各画像のローデータマトリクスは９つのセグメントＳＧに分割かれる。しかし図５の従来技術とは異なり、この９番目の信号のそれぞれは順次連続する２つの心臓フェーズに対して使用される。例えば番号９の信号は、第１の心臓フェーズＨＰの画像に対するローデータマトリクスの第９のセグメントに対しても、第２の心臓フェーズの画像に対するローデータマトリクスの第９のセグメントに対しても使用される。番号１７の信号は、第２の心臓フェーズＨＰの画像に対するローデータマトリクスの第１のセグメントに対しても、第３の心臓フェーズＨＰの画像に対するローデータマトリクスの第１のセグメントに対しても使用される。各パルスシーケンスの反復時間ＴＲにおいて、１心周期で各心臓フェーズ画像ごとに時間８ＴＲが必要であるが、相応する図５の従来技術では９ＴＲが必要である。したがって心周期当たりに相応して比較的多数の画像を収容することができ、時間分解能が上昇する。フーリエ変換法では画像コントラストに対してまず第１に中央ローデータラインが重要であるから、過度に早い時点ないし遅い時点で得られた外側のローデータラインは時間的画像解像度に対してほとんど作用を及ぼさない。図６に示された実施例では、時間的分解能の上昇は比較的小さい。というのは、各心臓フェーズで１つのデータ獲得が節約されるだけだからである。 
【００２５】しかし１つの信号だけでなく複数の信号を順次連続する２つの心臓フェーズ画像に対して共通に使用することにより時間的分解能をさらに改善することも可能である。相応する実施例が図７に示されている。ここではそれぞれ４つの信号が順次連続する２つの心臓フェーズ画像のローデータマトリクスに対して使用される。したがって例えば、信号５〜９が第１および第２の心臓フェーズＨＰの画像のローデータマトリクスに対して使用され、信号１１〜１４が第２および第３の心臓フェーズの画像のローデータマトリクスに対して使用される。この場合、図７に示されているように５重の反復時間５ＴＲが各心臓フェーズ画像で必要なだけである。したがって時間的分解能は図５のデータ獲得と比較してほぼ２倍にすることができる。説明のために図８には概略的にそれぞれ９つのセグメントＳＧ１〜ＳＧ９を有する３つのローデータマトリクスが示されている。わかりやすくするため、セグメントごとに５つのローデータラインだけが記入されている。実際には例えばローデータマトリクスＲＴの全ライン数を１２４にするため格段に多くのローデータラインが使用される。図８に矢印で示されたように、ローデータマトリクスＲＤ１のローデータセグメントＳＧ６〜ＳＧ９のローデータラインがローデータマトリクスＲＤ２の相応するセグメントＳＧ６〜ＳＧ９に伝送される。相応して第２のローデータマトリクスＲＤ２の第１のセグメントＳＧ１〜ＳＧ４が第３のローデータマトリクスＲＤ３の相応するセグメントに伝送される。」 
 　　　 
（３Ｂ−６）「【００２６】位相エンコード順序を線形に選択すれば、すなわち個々のセグメントをローデータマトリクスに配列されるのと同じ時間的順序で測定すれば、各第２の画像でセグメントの時間的検出に強い不連続性が生じる。このことは図９に示されている。ここでは各セグメントＳＧに対して相対的時点（すなわちローデータマトリクス内の第１のデータ検出の時点に関連して）が示されている。第１のローデータマトリクスＲＤ１に対するデータ検出時点はセグメントごとに線形であり連続している。第１のローデータマトリクスから例えば最後の４つのセグメントを次のローデータマトリクスに引き渡すと、第２のローデータマトリクスＲＤ２の第９のセグメントと第１のセグメントとの間に、図９に示されるように強い不連続性が生じる。
位相エンコードステップを相応に整列し直すことによりこの不連続性を低減することができる
図７に相応して、セグメントが３−１−２−４−５−７−９−８−６の順序で測定されるように位相エンコードを配列すれば、ローデータマトリクスＲＤ１とＲＤ２に対して図１０に相応する相対的データ獲得時間の経過が得られる
　
（３Ｂ−７）図３にはＥＣＧが検出されたときのＲ１波の後のデータ獲得窓ＤＡ１からの出力が、ＳＧ１〜ＳＧＮの第１のラインにプロットされるとともに、Ｒ１波の次のＲ２波のデータ獲得窓ＤＡ１´からの出力が、Ｒ１波のデータ獲得窓ＤＡ１からプロットされたＳＧ１〜ＳＧＮの第１のラインの次に第２のラインとしてプロットされることが描かれ、また、図４には、データ獲得窓ＤＡ１において、位相エンコード勾配Ｐｈ（図１、上記摘記事項（３Ｂ−３）の記載参照）の振幅−時間面が、励起パルスごとに、順次振幅の高いパルスから、低いパルスに変化することが描かれている。
　さらに、図５には、２つのＲ波時間間隔ＴＲＲにおいて、測定の時間軸ｔの、
1、2、・・・9、10、11・・・18、19、20・・・27・・・
に対応して、セグメントＳＧの番号が
1、2、・・・9、1、2、・・・9、1、2、・・・9、・・・
と対応し、さらに、測定の時間軸ｔの1、2、・・・9に対応するセグメントＳＧの番号1、2、・・・9が第１の画像に対応するＨＰ１に対応し、測定の時間軸ｔの10、11・・・18に対応するセグメントＳＧの番号1、2、・・・9が第２画像に対応するＨＰ２に対応し、測定の時間軸ｔの19、20・・・27に対応するセグメントＳＧの番号1、2、・・・9が第３の画像に対応することが描かれている。
　そして、図８にＳＧ１〜ＳＧ９にそれぞれ５本のローデータラインが描かれ、ローデータマトリクスＲＤ１はＳＧ１〜ＳＧ９のローデータラインが使用され、ローデータマトリクスＲＤ２は、ＳＧ１〜ＳＧ５のローデータラインとローデータマトリクスＲＤ１のＳＧ６〜ＳＧ９のローデータラインが使用され、ローデータマトリクスＲＤ３は、ＳＧ５〜ＳＧ９のローデータラインとローデータマトリクスＲＤ２のＳＧ１〜ＳＧ４のローデータラインが使用されることが描かれている。
　また、図９には、１−２−３−４−５−６−７−８−９のセグメントでローデータマトリックスＲＤ１を構成し、ローデータマトリックスＲＤ１を構成する６−７−８−９のセグメントと、５−１−２−３−４のセグメントでローデータマトリックスＲＤ２を構成することが描かれている。
　
第４　本願発明と引用発明との対比・判断 
（４−ａ）本願発明と引用発明の対比
（i）引用発明「ＭＲ撮像装置」がその構造及び機能からみて、本願発明の「ＭＲ検査を行う装置」に相当する。
　　　
（ii）上記引用刊行物Ａの摘記事項（３Ａ−３）には「傾斜磁場コイル１２には傾斜磁場電源２２からパルス状の電流が供給され、パルス状の傾斜磁場が上記の静磁場に重畳される。被検者１０にはＲＦコイル１３がセットされ、このＲＦコイル１３に高周波送受信回路２３より所定波形の高周波信号が供給され、被検者１０のスピンが励起されるとともに、そこに生じたＮＭＲ信号がこのＲＦコイル１３を経て高周波送受信回路２３に受信される。これら、ＲＦ励起・受信、傾斜磁場の波形及びタイミングは測定制御装置２１により制御されて、公知のフィールドエコー法やスピンエコー法などのパルスシーケンスが行なわれる。受信された１個のＮＭＲ信号をサンプリングして１ラインのデータが得られ、これらが次々にデータ収集メモリ２４に格納される。この実施例では、１２８×１２８のマトリクスの画像を再構成するものとし、位相エンコード量を−６４から＋６３まで１２８通りに変化させ、その各々で１ラインのシーケンスを行い、１スキャン（１２８回のシーケンス）で１２８ライン分のデータを得るものとする。」ことが記載されていることから、引用発明の位相エンコード量は、測定制御装置２１が傾斜磁場の印加を制御して得られるものであり、さらに、その位相エンコード量が、−６４から＋６３まで１２８通りにステップ状に変化させることは明らかである。そして、上記引用刊行物Ｂの摘記事項（２Ｂ−３）に「各励起後に位相エンコード勾配Ｐｈのパルスが照射され（図１Ｃ）、このパルスの振幅−時間面は励起パルスごとに変化する。これにより核スピンは励起ごとに異なって位相エンコードされる。」と記載されいることから、引用発明の位相エンコーダ量は、本願発明と同様に、位相エンコーディンググラジエントを変えて得られたものであることは、明らかである。
　よって、引用発明の「位相エンコード量が−６４から０を含み＋６３へという同一の順序で同じ方向に変化しながら各スキャンが行なわれるように制御する測定制御装置２１」と「位相エンコード量の−６４から０を含み＋６３までの１２８通りに変化させたときの１２８ライン分のデータを得るデータ収集メモリ２４」が、本願発明の「位相エンコーディンググラジエントを１パターン内でステップごとに変化させ、ＭＲデータの１フレームを収集する手段」に相当する。
　
（iii）引用発明の（ａ）「位相エンコード量」の「＋６３」、（ｂ）「位相エンコード量」の「０」、及び（ｃ）「位相エンコード量の−６４」が、それぞれ本願発明の（ａ’）「最小位相エンコーディンググラジエント」、（ｂ’）「ゼロ位相エンコーディンググラジエント」、（ｃ’）「最大位相エンコーディンググラジエント」に相当する。
　そうすると、引用発明の「測定制御装置２１」と「データ収集メモリ２４」のうちの「測定制御装置２１」が、「位相エンコード量の−６４から０を含み＋６３までの１２８通りに変化させ」ることと、本願発明において「当該収集する手段は、前記パターンを、ａ）最大位相エンコーディンググラジエントと最小位相エンコーディンググラジエントとの間で振動させ、かつｂ）最小位相エンコーディングから最大位相エンコーディングへの振動と、最大位相エンコーディングから最小位相エンコーディングへの振動のそれぞれ一部に、ゼロ位相エンコーディンググラジエントを含むようにする」こととは、「当該収集する手段は、前記パターンが、最大位相エンコーディンググラジエントと最小位相エンコーディンググラジエントとの間に、ゼロ位相エンコーディンググラジエントを含むようにする」点で共通する。
　
（iv）引用発明の「ＭＲ撮像装置」が、本願発明の「装置」に相当する。
　　
　そうすると、本願発明と引用発明とは、
「　ＭＲ検査を行う装置において、
　位相エンコーディンググラジエントを１パターン内でステップごとに変化させ、ＭＲデータの１フレームを収集する手段を有しており、
　当該収集する手段は、前記パターンを、最大位相エンコーディンググラジエントと最小位相エンコーディンググラジエントとの間に、ゼロ位相エンコーディンググラジエントを含むようにする装置」　
　である点で一致し、他方、下記の相違点（あ）で相違するものである。
　
・相違点（あ）
　当該収集する手段は、前記パターンを、最大位相エンコーディンググラジエントと最小位相エンコーディンググラジエントとの間に、ゼロ位相エンコーディンググラジエントを含むようにすることが、本願発明においては、「前記パターンを、ａ）最大位相エンコーディンググラジエントと最小位相エンコーディンググラジエントとの間で振動させ、かつｂ）最小位相エンコーディングから最大位相エンコーディングへの振動と、最大位相エンコーディングから最小位相エンコーディングへの振動のそれぞれ一部に、ゼロ位相エンコーディンググラジエントを含むようにする」ことであるのに対して、引用発明においては、「位相エンコード量の−６４から０を含み＋６３までの１２８通りに変化させる」ことである点。
　　　　
（４Ａ−ｂ）当審の判断 
　上記相違点（あ）について検討する。
（あ−１）はじめに、上記引用刊行物Ｂの記載事項について検討する。
　上記引用刊行物Ｂの摘記事項（３Ｂ−７）には、それぞれ「図３にはＥＣＧが検出されたときのＲ１波の後のデータ獲得窓ＤＡ１からの出力が、ＳＧ１〜ＳＧＮの第１のラインにプロットされるとともに、Ｒ１波の次のＲ２波のデータ獲得窓ＤＡ１´からの出力が、Ｒ１波のデータ獲得窓ＤＡ１からプロットされたＳＧ１〜ＳＧＮの第１のラインの次に第２のラインとしてプロットされる」こと、及び「図４には、データ獲得窓ＤＡ１において、位相エンコード勾配Ｐｈの振幅−時間面が、励起パルスごとに、順次振幅の高いパルスから、低いパルスに変化する」ことが記載され、さらに、摘記事項（３Ｂ−６）には、「【００２６】位相エンコード順序を線形に選択すれば、すなわち個々のセグメントをローデータマトリクスに配列されるのと同じ時間的順序で測定」することが記載されており、これらの記載によれば、ＭＲ画像を生成する際に、Ｒ１波の後のデータ獲得窓ＤＡ１では、時間の経過とともに、位相エンコード勾配Ｐｈの振幅の大きいパルスから順に位相エンコード勾配Ｐｈの振幅が小さくなっていく９個のパルス（仮に、振幅の大きいパルスから順に、Ｐｈ１、Ｐｈ２・・・Ｐｈ９とする。）が、すなわち、位相エンコードステップされた９個のパルスが照射されたときに得られる９つのデータラインが、順にＳＧ１〜ＳＧ９のセグメントの第１のラインとしてプロットされ、Ｒ１波の次のＲ２波のデータ獲得窓ＤＡ１´では、時間の経過とともに、位相エンコード勾配Ｐｈの振幅の大きいパルスから順に位相エンコード勾配Ｐｈの振幅が小さくなっていく９個のパルスが照射されたときに得られる９つのデータラインが、順にＳＧ１〜ＳＧ９のセグメントに、第１のラインの次に第２のラインがプロットされることになる。さらに、摘記事項（３Ｂ−７）には、「図８にＳＧ１〜ＳＧ９にそれぞれ５本のローデータラインが描かれ」ることが記載されているから、この例では、ＥＣＧが検出されたときのＲ１波、Ｒ２波・・・Ｒ５波後のデータ獲得窓ＤＡ１、ＤＡ１´・・・ＤＡ´´´´よりＳＧ１〜ＳＧ９のセグメントに第１のライン、第２のライン・・・第５のラインがプロットされることになる。　
（あ−２）また、上記引用刊行物Ｂの摘記事項（３Ｂ−５）、（３Ｂ−６）及び（３Ｂ−７）には、それぞれ「【００２５】しかし１つの信号だけでなく複数の信号を順次連続する２つの心臓フェーズ画像に対して共通に使用することにより時間的分解能をさらに改善することも可能である。相応する実施例が図７に示されている。ここではそれぞれ４つの信号が順次連続する２つの心臓フェーズ画像のローデータマトリクスに対して使用される。したがって例えば、信号５〜９が第１および第２の心臓フェーズＨＰの画像のローデータマトリクスに対して使用され、信号１１〜１４が第２および第３の心臓フェーズの画像のローデータマトリクスに対して使用される。・・・図８に矢印で示されたように、ローデータマトリクスＲＤ１のローデータセグメントＳＧ６〜ＳＧ９のローデータラインがローデータマトリクスＲＤ２の相応するセグメントＳＧ６〜ＳＧ９に伝送される。相応して第２のローデータマトリクスＲＤ２の第１のセグメントＳＧ１〜ＳＧ４が第３のローデータマトリクスＲＤ３の相応するセグメントに伝送される。」こと、「【００２６】位相エンコード順序を線形に選択すれば、すなわち個々のセグメントをローデータマトリクスに配列されるのと同じ時間的順序で測定すれば、各第２の画像でセグメントの時間的検出に強い不連続性が生じる。このことは図９に示されている。ここでは各セグメントＳＧに対して相対的時点（すなわちローデータマトリクス内の第１のデータ検出の時点に関連して）が示されている。第１のローデータマトリクスＲＤ１に対するデータ検出時点はセグメントごとに線形であり連続している。第１のローデータマトリクスから例えば最後の４つのセグメントを次のローデータマトリクスに引き渡すと、第２のローデータマトリクスＲＤ２の第９のセグメントと第１のセグメントとの間に、図９に示されるように強い不連続性が生じる。位相エンコードステップを相応に整列し直すことによりこの不連続性を低減することができる。例えば図７に相応して、セグメントが３−１−２−４−５−７−９−８−６の順序で測定されるように位相エンコードを配列すれば、ローデータマトリクスＲＤ１とＲＤ２に対して図１０に相応する相対的データ獲得時間の経過が得られる。この場合すべての画像は、各第２の画像に対して対称性を有する時間的フィルタ機能を有し、このことは実際値に基づく画像データに影響を与えない。」こと、及び「図５には、２つのＲ波時間間隔ＴＲＲにおいて、測定の時間軸ｔの、1、2、・・・9、10、11・・・18、19、20・・・27・・・に対応して、セグメントＳＧの番号が1、2、・・・9、1、2、・・・9、1、2、・・・9、・・・と対応し、さらに、測定の時間軸ｔの1、2、・・・9に対応するセグメントＳＧの番号1、2、・・・9が第１の画像に対応するＨＰ１に対応し、測定の時間軸ｔの10、11・・・18に対応するセグメントＳＧの番号1、2、・・・9が第２画像に対応するＨＰ２に対応し、測定の時間軸ｔの19、20・・・27に対応するセグメントＳＧの番号1、2、・・・9が第３の画像に対応する・・・図９には、１−２−３−４−５−６−７−８−９のセグメントでローデータマトリックスＲＤ１を構成し、ローデータマトリックスＲＤ１を構成する６−７−８−９のセグメントと、５−１−２−３−４のセグメントでローデータマトリックスＲＤ２を構成する」ことが記載されており、これらの記載によれば、上記引用刊行物Ｂには、位相エンコ−ドを線形、すなわち、振幅の大きいパルスから順に、Ｐｈ１、Ｐｈ２・・・Ｐｈ９と位相エンコードステップするように配列されて、１−２−３−４−５−６−７−８−９のセグメントの順序で測定されたローデータマトリックスの最後のセグメントのローデータマトリックスと新たにＰｈ５−Ｐｈ１−Ｐｈ２−Ｐｈ３−Ｐｈ４の位相エンコードステップするように配列されて、５−１−２−３−４のセグメントの順序で測定されたローデータマトリックスとから、画像を形成したときに生じる強い不連続性を低減するために、時間的に位相エンコードステップを、Ｐｈ３−Ｐｈ１−Ｐｈ２−Ｐｈ４−Ｐｈ５−Ｐｈ７−Ｐｈ９−Ｐｈ８−Ｐｈ６のように整列し直して３−１−２−４−５−７−９−８−６のセグメントの順序で測定されたローデータマトリクスＲＤ１で第１の画像の一部が構成され、次に、ローデータマトリクスＲＤ１で用いた７−９−８−６のローデータマトリックスと、時間的に位相エンコードステップをを、Ｐｈ５−Ｐｈ３−Ｐｈ１−Ｐｈ２−Ｐｈ４のように整列し直して５−３−１−２−４のセグメントの順序で測定されたローデータマトリクスＲＤ２とで第２の画像の一部が構成されることになる。
　そして、上記（あ−１）で検討したように、時間の経過とともに、位相エンコード勾配Ｐｈの振幅の大きいパルスから順に位相エンコード勾配Ｐｈの振幅が小さくなっていく９個のパルス（Ｐｈ１、Ｐｈ２・・・Ｐｈ９）が照射されたときに得られる９つのデータラインが、順にＳＧ１〜ＳＧ９のセグメントの第１のラインとしてプロットされるものであり、さらに、時間的に位相エンコードステップを、Ｐｈ３−Ｐｈ１−Ｐｈ２−Ｐｈ４−Ｐｈ５−Ｐｈ７−Ｐｈ９−Ｐｈ８−Ｐｈ６のように整列し直して３−１−２−４−５−７−９−８−６のセグメントの順序で測定されたローデータマトリクスＲＤ１で第１の画像の一部が構成される場合には、セグメント１（ＳＧ１）には、位相エンコード勾配Ｐｈの振幅の大きさが変化する９個のパルスのうちの最も振幅の大きいパルス（Ｐｈ１）が照射されたときに得られるデータラインがプロットされ、セグメント９（ＳＧ９）には、位相エンコード勾配Ｐｈの振幅の大きさが変化する９個のパルスのうちの最も振幅の小さいパルス（Ｐｈ９）が照射されたときに得られるデータラインがプロットされ、セグメント５（ＳＧ５）には、位相エンコード勾配Ｐｈの振幅の大きさが変化する９個のパルスのうちの最も振幅の大きいパルスと最も振幅の小さいパルスの中間の振幅のパルス（Ｐｈ５）が照射されたときに得られるデータラインがプロットされることから、位相エンコード勾配Ｐｈの最も振幅の大きいパルス（Ｐｈ１）が照射されたとき（ＳＧ１にデータラインがプロットされる）から、位相エンコード勾配Ｐｈの最も振幅の小さいパルス（Ｐｈ９）が照射されたとき（ＳＧ９にデータラインがプロットされる）まで位相エンコード勾配Ｐｈの振幅が変化する間に、その中間の位相エンコード勾配Ｐｈの振幅のパルス（Ｐｈ５）（ＳＧ５にデータラインがプロットされる）が含まれることは明らかである。
　さらに、ローデータマトリクスＲＤ１で用いた７−９−８−６のセグメントのローデータマトリックスと、時間的に位相エンコードステップを整列し直して５−３−１−２−４のセグメントの順序で測定されたローデータマトリクスＲＤ２とで第２の画像の一部が構成される場合には、７−９−８−６−５−３−１−２−４ののグメントの順序で測定されたローデータマトリックスで第２の画像の一部が構成されるから、時間的に位相エンコードステップを整列し直して３−１−２−４−５−７−９−８−６のセグメントの順序で測定されたローデータマトリクスＲＤ１で第１の画像の一部が構成される場合と同様に、位相エンコード勾配Ｐｈの最も振幅の小さいパルス（Ｐｈ９）が照射されたときから、位相エンコード勾配Ｐｈの最も振幅の大きいパルス（Ｐｈ１）が照射されたときまで位相エンコード勾配Ｐｈの振幅が変化する間に、その中間の位相エンコード勾配Ｐｈの振幅のパルス（Ｐｈ５）が含まれることは明らかであり、この中間の位相エンコード勾配Ｐｈの振幅のパルス（Ｐｈ５）が、例えば、特開平８−３８４５２号公報の【０００４】に「図３は、このTurbo ＳＥパルス系列により形成された各スピンエコー信号がどのようにして、２５６行データマトリックス（「ｋ空間」内マトリックスとして知られている）に配属されるのかについて略示されている。この２５６行データマトリックスは、後で、フーリエ変換される。行データマトリックスは、複数セグメントに分割されている。つまり、各セグメントは、１信号スキャン内で得られた信号数に等しい数である。（この例では、７セグメントであるが、これは、例示のためだけにすぎない。）各スキャンの間、各セグメントの一つの行が取り込まれる。系列は、全セグメントの全ての行が取り込まれるまで、即ち、一つの完全セットのデータが集められるまで、繰り返される。図３から分かるように、最も高い正の位相エンコーディング勾配でのスピンエコーＥ１は、第１セグメントの一つの行に配属されており、
ゼロ位相エンコーディング勾配でのスピンエコーＥ
４
は、真ん中のセグメント（
内の行に配属され
（あ−３）そこで、上記（あ−１）〜（あ−２）で検討した事項を整理すると、上記引用刊行物Ｂには、時間的に位相エンコードステップを整列し直して３−１−２−４−５−７−９−８−６のセグメントの順序で測定されたローデータマトリクスＲＤ１で第１の画像の一部が構成され、さらに、ローデータマトリクスＲＤ１の一部と時間的に位相エンコードステップを配列を整列し直して測定されたローデータマトリクスＲＤ２の一部とからなる７−９−８−６−５−３−１−２−４のセグメントの順序で測定されたローデータマトリックスで第２の画像の一部が構成される場合には、測定されるセグメントの順序は、３−１−２−４−５−７−９−８−６−５−３−１−２−４となり、このとき照射される位相エンコード勾配Ｐｈのパルスは、最も振幅の大きいパルス（Ｐｈ１）から最も小さいパルス（Ｐｈ９）への振動と、最も振幅の大きいパルス（Ｐｈ１）から最も小さいパルス（Ｐｈ９）への振動を含み、さらに、最も振幅の大きいパルス（Ｐｈ１）から最も小さいパルス（Ｐｈ９）への振動の間と、最も振幅の小さいパルス（Ｐｈ９）から最も大きいパルス（Ｐｈ１）への振動の間に、それぞれ、最も振幅の大きいパルス（Ｐｈ１）と最も小さいパルス（Ｐｈ９）との中間の振幅の大きさの位相エンコード勾配Ｐｈのパルス（Ｐｈ５）を含ませるように時間的に位相エンコードを整列し直すことにより、データラインで構成するセグメント間で不連続が低減される発明が記載されているものと認められる。
（あ−４）ところで、引用発明のＭＲ撮像装置では、１回目撮像で得られた１２８ライン分のデータのうちの後の５／６分のデータと、２回目撮像で得られた１２８ライン一分のデータのうちの前の１／６分のみのデータとを取り出し、再構成された画像を画像メモリ３２に格納し、さらに第３の画像分として、１回目撮像で得られた１２８ライン分のデータのうちの後の４／６分のデータと、２回目撮影で得られた１２８ライン分のデータのうちの前の２／６のみのデータとを取り出して、画像を再構成していることから、第２の画像分及び第３の画像分では第１回目撮像で得られたエンコード量の＋６３から第２回目の撮像で得られたエンコード量の−６４に移動した不連続なラインを含むデータで画像が構成されるものであり、他方、上記引用刊行物Ｂの摘記事項（３Ｂ−６）に「【００２６】・・・第１のローデータマトリクスから例えば最後の４つのセグメントを次のローデータマトリクスに引き渡すと、第２のローデータマトリクスＲＤ２の第９のセグメントと第１のセグメントとの間に、図９に示されるように強い不連続性が生じる。」と記載されており。この記載によれば、セグメントが６−７−８−９−１−５−１−２−３−４の順序で測定される、すなわち、位相エンコード勾配Ｐｈが、Ｐｈ６−Ｐｈ７−Ｐｈ８−Ｐｈ９−Ｐｈ５−Ｐｈ１−Ｐｈ２−Ｐｈ３−Ｐｈ４順で照射されることにより、Ｐｈ９が照射されて得られるＳＧ９にプロットされたデータラインから、Ｐｈ５が照射されて得られるＳＧ５にプロットされたデータラインに移動した不連続なデータライン、及び、Ｐｈ５が照射されて得られるＳＧ５にプロットされたデータラインから、Ｐｈ１が照射されて得られるＳＧ１にプロットされたデータラインに移動した不連続なデータラインから画像が再構築されることから、引用発明の第１回目撮像で得られたエンコード量の＋６３から第２回目の撮像で得られたエンコード量の−６４に移動した不連続なラインを含むデータで画像が構成されることと、上記引用刊行物Ｂに記載された発明の、Ｐｈ９が照射されて得られるＳＧ９にプロットされたデータラインから、Ｐｈ５が照射されて得られるＳＧ５にプロットされたデータラインに移動した不連続なデータライン、及び、Ｐｈ５が照射されて得られるＳＧ５にプロットされたデータラインから、Ｐｈ１が照射されて得られるＳＧ１にプロットされたデータラインに移動した不連続なデータラインから画像が再構築されることとは、不連続な位相エンコード量を照射したときに得られるデータを用いて画像が構成される点で共通するものである。
　そうすると、引用発明では、第２の画像分及び第３の画像分では第１回目撮像で得られたエンコード量の＋６３から第２回目の撮像で得られたエンコード量の−６４に移動した不連続なラインを含むデータで画像が構成されるものであるから、引用発明においても上記引用刊行物Ｂに記載された発明と同様に、不連続なラインを含むデータで画像が構成されることを解決しようとする課題が生ずることから、引用発明において、位相エンコード量の−６４から０を含み＋６３までの１２８通りに変化させて、１回目撮像で得られた１２８ライン分のデータのうちの後の５／６分のデータと、２回目撮像で得られた１２８ライン一分のデータのうちの前の１／６分のみのデータとを取り出し、再構成された画像を画像メモリ３２に格納し、さらに第３の画像分として、１回目撮像で得られた１２８ライン分のデータのうちの後の４／６分のデータと、前記第２の画像を再構成するのに用いた２回目撮像うちの前の１／６分のデータと、２回目撮像の１／６分のデータに続く１／６分のみのデータとを取り出して、再構成された画像を画像メモリ３３に格納する際に、第２の画像分、第３の画像分に不連続を低減するために、上記引用刊行物Ｂに記載された発明の構成を採用して、最大のエンコーダ量の＋６３から最小のエンコーダ量の−６４への振動と、最小のエンコーダ量−６４から最大のエンコーダ量の＋６３への振動を含み、さらに、最大のエンコーダ量の＋６３から最小のエンコーダ量の−６４への振動と、最小のエンコーダ量−６４から最大のエンコーダ量の＋６３への振動との間に中間の位相エンコーダ量０を含むようにすることにより、本願発明のごとく、当該収集する手段は、前記パターンを、最大位相エンコーディンググラジエントと最小位相エンコーディンググラジエントとの間に、ゼロ位相エンコーディンググラジエントを含むようにすることが、「前記パターンを、ａ）最大位相エンコーディンググラジエントと最小位相エンコーディンググラジエントとの間で振動させ、かつｂ）最小位相エンコーディングから最大位相エンコーディングへの振動と、最大位相エンコーディングから最小位相エンコーディングへの振動のそれぞれ一部に、ゼロ位相エンコーディンググラジエントを含むようにする」ことは当業者が容易になし得るものである。
　
　そして、本願発明によってもたらされる作用効果は、引用発明及び引用刊行物Ｂに記載された発明から予測される範囲内のものであって、格別のものではない。
　　
　なお、拒絶査定不服審判の請求人は、当審において通知した拒絶の理由に対して提出した平成２２年８月２０日付けの意見書において、
「審判官は、引用刊行物Ｂの図１０に記載されたＳＧが本願の位相エンコーディンググラジエントのステップに相当すると認定されていますが、引用刊行物Ｂに記載のセグメントＳＧ１〜ＳＧ９のそれぞれは本願発明の１パターンに相当するものです。
　すなわち引用刊行物Ｂ、第６段第４５行〜第７段第１行に『説明のために図８には概略的にそれぞれ９つのセグメントＳＧ１〜ＳＧ９を有する３つのローデータマトリクスが示されている。わかりやすくするため、セグメントごとに５つのローデータラインだけが記入されている。実際には例えばローデータマトリクスＲＴの全ライン数を１２４にするために格段に多くのローデータラインが使用される。』と記載のようにローデータマトリクスごとに１２４のローデータラインが使用されます。そしてこのローデータラインが本願発明のステップに相当するものです。
　本願発明では、図１および図２の時間軸の単位からも明らかなように約３００ｍｓで１つのパターンが形成されます。そしてこの１パターン内には黒い四角で示した１２４のステップが存在します。したがって引用刊行物Ｂの１ローデータマトリクスが本願発明の１パターンに相当するものであり、引用刊行物Ｂの１セグメントは本願発明の１パターンに相当するものではありません。
　引用刊行物Ｂの図１０には時間軸の単位が示されていませんが、これはリアルタイムの時間経過には相当しないためです。引用刊行物Ｂに記載の発明は、第７段第２４〜２８行『例えば図７に相応して、セグメントが３−１−２−４−５−７−９−８−６の順序で測定されるように位相エンコードを配列すれば、ローデータマトリクスＲＤ１とＲＤ２に対して図１０に相応する相対的データ獲得時間の経過が得られる。』の記載から明らかなように、リアルタイムでの画像サンプリングに関するものではなく、セグメント自体の測定順序を工夫するものです。
　したがって引用刊行物Ｂの図１０は、セグメントＳＧ１〜ＳＧ９をどのような順序で処理するかを示すものであり、ＳＧ１が『最大位相エンコーディンググラジエント』に相当するものでも、ＳＧ９が『最小位相エンコーディンググラジエント』に相当するものでもなく、ＳＧ５（当審注：「ＳＧ３」は「ＳＧ５」の誤記）が『ゼロ位相エンコーディンググラジエント』に相当するものでもありません。
　図１０では９つのセグメントが単に上下に並べられているだけであり、一番上が『最大位相エンコーディング』を、一番下が『最小位相エンコーディング』を意味するものではなく、それを示唆する記載もありません。
　したがって引用刊行物Ｂには、１セグメント内のローデータラインが、『最小位相エンコーディングから最大位相エンコーディングへの振動と、最大位相エンコーディングから最小位相エンコーディングへの振動のそれぞれ一部に、ゼロ位相エンコーディンググラジエントを含むようにする』ことは一切開示されていません。」旨の主張している。
　しかしながら、上記（あ−１）で検討したように、引用刊行物Ｂに記載された発明では、ＭＲ画像を生成する際に、ＳＧ１〜ＳＧ９の各セグメントには、時間の経過とともに、位相エンコード勾配Ｐｈの振幅の大きいパルスから順に位相エンコード勾配Ｐｈの振幅が小さくなっていくように位相エンコードステップされた９個のパルスが照射されたときに得られるに９つのデータラインが、順にＳＧ１〜ＳＧ９のセグメントの第１のライン、第２のライン・・・第５のラインの各ラインにプロットされることから、ＳＧ１〜ＳＧ９のセグメントの第１のライン、第２のライン・・・第５のラインのデータが、１つのパターンに相当するものである。
　そして、上記引用刊行物Ｂの摘記事項（３Ｂ−６）には「【００２６】・・・第１のローデータマトリクスから例えば最後の４つのセグメントを次のローデータマトリクスに引き渡すと、第２のローデータマトリクスＲＤ２の第９のセグメントと第１のセグメントとの間に、図９に示されるように強い不連続性が生じる。位相エンコードステップを相応に整列し直すことによりこの不連続性を低減することができる。例えば図７に相応して、セグメントが３−１−２−４−５−７−９−８−６の順序で測定されるように位相エンコードを配列すれば、ローデータマトリクスＲＤ１とＲＤ２に対して図１０に相応する相対的データ獲得時間の経過が得られる。」と記載されており、さらに、摘記事項（３Ｂ−７）には「図５には、２つのＲ波時間間隔ＴＲＲにおいて、測定の時間軸ｔの、1、2、・・・9、10、11・・・18、19、20・・・27・・・に対応して、セグメントＳＧの番号が1、2、・・・9、1、2、・・・9、1、2、・・・9、・・・と対応し、さらに、測定の時間軸ｔの1、2、・・・9に対応するセグメントＳＧの番号1、2、・・・9が第１の画像に対応するＨＰ１に対応し、測定の時間軸ｔの10、11・・・18に対応するセグメントＳＧの番号1、2、・・・9が第２画像に対応するＨＰ２に対応し、測定の時間軸ｔの19、20・・・27に対応するセグメントＳＧの番号1、2、・・・9が第３の画像に対応する」と記載されていることから、セグメントが３−１−２−４−５−７−９−８−６の順序で測定されるように位相エンコードを配列することは、時間の経過とともに、位相エンコード勾配Ｐｈの振幅の大きいパルスから順に位相エンコード勾配Ｐｈの振幅が小さくなっていくように位相エンコードステップされた９個のパルス（仮に、振幅の大きいパルスから順に、Ｐｈ１、Ｐｈ２・・・Ｐｈ９とする。）が照射されたときに得られる９つのデータラインが、順に１−２−３−４−５−６−７−８−９のセグメントの各ラインにプロットするのではなく、３−１−２−４−５−７−９−８−６の順序で測定されるように、セグメントに対応した位相エンコード勾配Ｐｈの振幅の大きさのパルスを、時間と経過とともに順に、つまり、Ｐｈ３−Ｐｈ１−Ｐｈ２−Ｐｈ４−Ｐｈ５−Ｐｈ７−Ｐｈ９−Ｐｈ８−Ｐｈ６の順に照射していくことを意味することから、請求人の「引用刊行物Ｂの図１０には時間軸の単位が示されていませんが、これはリアルタイムの時間経過には相当しない」との主張は採用できないものである。
　また、上記（あ−２）で検討したように、上記引用刊行物Ｂに記載された、最も振幅の大きいパルス（Ｐｈ１）と最も小さいパルス（Ｐｈ９）との中間の振幅の大きさの位相エンコード勾配Ｐｈのパルス（Ｐｈ５）がゼロ位相エンコーディング勾配を意味することは技術常識であり、さらに、最も振幅の大きいパルス（Ｐｈ１）と最も小さいパルス（Ｐｈ９）は、振幅の大きいパルスから順に、Ｐｈ１、Ｐｈ２・・・Ｐｈ９に位相エンコードステップされた９個のパルスでは、それぞれ最大位相エンコードと最小位相エンコードであり、引用発明の、最大のエンコーダ量の＋６３と最小のエンコーダ量−６４に対応するものである。
　そして、上記（あ−４）で検討したように、引用発明においても上記引用刊行物Ｂに記載された発明と同様に、不連続なラインを含むデータで画像が構成されることを解決しようとする課題が生ずることから、引用発明において、第２の画像分、第３の画像分に不連続を低減するために、上記引用刊行物Ｂに記載された発明の構成を採用して、本願発明のごとく、当該収集する手段は、前記パターンを、ａ）最大位相エンコーディンググラジエントと最小位相エンコーディンググラジエントとの間で振動させ、かつｂ）最小位相エンコーディングから最大位相エンコーディングへの振動と、最大位相エンコーディングから最小位相エンコーディングへの振動のそれぞれ一部に、ゼロ位相エンコーディンググラジエントを含むようにする」パターンとすることは当業者が容易になし得るものであり、請求人の主張は採用できない。
　
　したがって、本願発明は、引用発明及び引用刊行物Ｂに記載された発明に基づいて当業者が容易に発明をすることができたものである。 
　　
第５　むすび
　以上のとおり、本願発明は、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ものであり、本件出願はその余の請求項に係る発明を検討するまでもなく、当審が通知した上記拒絶の理由によって拒絶をすべきものである。
　よって、結論のとおり審決する。