【事件の表示】
　平成１０年特許願第３３６０４５号「ＣＴイメージング」拒絶査定不服審判事件〔平成１１年　８月３１日出願公開、特開平１１−２３９３４６〕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１０年１１月２６日（パリ条約による優先権主張日　平成９年１１月２６日，米国）に特許出願されたものであって，平成２０年７月２４日付けで拒絶査定がされ，これに対し，同年１０月２７日に拒絶査定不服審判の請求がなされるとともに，同年１１月１７日付けで手続補正がなされたものである。さらに，平成２２年７月２日付けで審尋がなされ，回答書が同年１０月２１日付けで請求人より提出されたものである。 
　
　
第２　平成２０年１１月１７日付けの手続補正（以下，「本件補正」という。）についての補正却下の決定 
　
 　［補正却下の決定の結論］ 
 　　本件補正を却下する。 
　
 　［理由］ 
１　補正後の請求項１に記載された発明
　本件補正は，特許請求の範囲を補正するものであって，そのうち請求項１についてする補正は，補正前の特許請求の範囲（本願の出願当初明細書の【特許請求の範囲】。以下，同様。）の 
「【請求項１】　リアルタイム画像を生成する連続ＣＴスキャナにおいて，
　検査領域（１４）を有する静止ガントリ部分（１２）と，
　検査領域（１４）の周囲で連続回転する回転ガントリ部分（２０）と，
　回転ガントリ部分（２０）に取り付けられ，検査領域（１４）を通ずる複数の光線を有した扇形のＸ線（２４）ビームを生成する画像生成用Ｘ線源（２２）と，
　回転および静止ガントリ部分（２０，１２）の一方に取り付けられ，光線が検査領域（１４）を通過した後に前記画像生成用Ｘ線源（２２）からの扇形のＸ線ビーム（２４）の光線を受け取るように配置されており，検出された放射線を，ファンビームフォーマットの複数のデータラインを含む電子データへ変換する，複数の放射線検出器（２８）と，
　電子データをファンビームフォーマットから平行ビームフォーマットへ補間するレビンプロセッサ（３０）と，
　平行ビームフォーマットの電子データをコンボルブし，バックプロジェクトして，リアルタイムで検査領域（１４）内の患者の画像表示を形成する，再構築プロセッサ（５０）と，
を備えることを特徴とするスキャナ。」
を，
「【請求項１】　リアルタイム画像を生成する連続ＣＴスキャナにおいて，
　検査領域（１４）を有する静止ガントリ部分（１２）と，
　検査領域（１４）の周囲で連続回転する回転ガントリ部分（２０）と，
　回転ガントリ部分（２０）に取り付けられ，検査領域（１４）を通ずる複数の光線を有した扇形のＸ線（２４）ビームを生成する画像生成用Ｘ線源（２２）と，
　回転および静止ガントリ部分（２０，１２）の一方に取り付けられ，光線が検査領域（１４）を通過した後に前記画像生成用Ｘ線源（２２）からの扇形のＸ線ビーム（２４）の光線を受け取るように配置されており，検出された放射線を，ファンビームフォーマットの複数のデータラインを含む電子データへ変換する，複数の放射線検出器（２８）と，
　電子データをファンビームフォーマットから平行ビームフォーマットへ補間するレビンプロセッサ（３０）と，
　平行ビームフォーマットの電子データをコンボルブし，バックプロジェクトして，リアルタイムで検査領域（１４）内の患者の画像表示を形成する，再構築プロセッサ（５０）と，
を備え
，
　
前記再構築プロセッサ（５０）は，画像メモリ（５８）に記憶された，複数のバックプロジェクトされたデータラインから最初の画像表示を形成し，この最初の画像表示を反復的に更新してリアルタイム画像表示を達成するものであり，
　
更新は，現在取得されている複数のデータラインと，ここから１８０°離され且つ反転された従前に取得された対応する複数のデータラインとの間の差を採って，この差を画像メモリ中へバックプロジェクトすることにより達成される
と補正するものである。なお，上記において，下線は補正箇所を示す。
　
　上記補正は，補正前の請求項１に記載した発明を特定するために必要な事項である「再構築プロセッサ（５０）」について，「前記再構築プロセッサ（５０）は，画像メモリ（５８）に記憶された，複数のバックプロジェクトされたデータラインから最初の画像表示を形成し，この最初の画像表示を反復的に更新してリアルタイム画像表示を達成するものであり，更新は，現在取得されている複数のデータラインと，ここから１８０°離され且つ反転された従前に取得された対応する複数のデータラインとの間の差を採って，この差を画像メモリ中へバックプロジェクトすることにより達成される」との限定を付したものであるから，平成１８年法律第５５号改正附則第３条第１項によりなお従前の例によるとされる同法による改正前（以下，「平成１８年改正前」という。）の特許法第１７条の２第４項第２号に規定する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，補正後の請求項１に係る発明（以下，「補正発明」という。）が特許出願の際に独立して特許を受けることができるものであるか（平成１８年改正前の特許法第１７条の２第５項において準用する同法第１２６条第５項の規定に適合するか）について，以下検討する。
　
２　引用刊行物の記載事項
　本願優先日前に頒布され，原査定の拒絶の理由において引用された刊行物である特開昭５２−２１８７号公報（以下，「引用例１」という。）には，図面とともに，次の事項が記載されている。なお，以下において，下線は当審にて付与したものである。
（１−ア）
「（１０）  
人体の一方の側から人体を通して人体の他方の側の探知器へ透過放射線の発散ビームを指向させる装置と
  
透過放射線の発散ビームと人体との間に相対的角度偏位を与える装置と
  
発散ビームの角度位置の関数として発散ビームによつて張られる角度内の角度的に間隔を置いた多数の点で人体を通過した放射線を探知して人体による透過放射線の吸収又は透過の角度的に間隔を置いた複数個の陰影図を表わす探知された放射線データの組を導く
探知装置と
  
前記透過放射線の発散光の吸収又は透過陰影図データに対応するデータの組を前記透過放射線の平行光線の吸収又は透過陰影図に対応するデータの組に再配列する装置と
を含む被試験人体の３次元断層図を得る装置
（１１）　
前記平行光線陰影図の組から３次元断層図を再構成する装置を含む特許請求の範囲第１０項記載の装置
　
（１−イ）
「第１図を参照すると，被試験人体の透過放射線陰影図を得る装置が図示されている。特に，試験される患者１１は適当なプラスチツク材からできている寝台１２に支持される。
Ｘ線
のような適当な透過放射線源１３が人体上部に配置されて
発散透過放射線は扇状ビームを投射する
　
（１−ウ）
「望ましい実施例では，
位置検出探知器２１は
密に配置した探知線のアレイを含む
　
（１−エ）
「第６図を参照すると，
人体１１の中央に配置された回転軸３３のまわりの回転用に取付けた第１図の装置が示されている。線源１３，探知器２１，コリメータ１６は回転軸３３のまわりの回転用にリング３４に取付けられている
　
（１−オ）
「動作中，
人体１１を通過するイオン化放射線の量子は窓５２を通りイオン化可能な気体で満たされた室４５に入る
イオン化放射線の量子がイオン化可能気体に吸収されると，イオン化が生じて陽極と陰極との間の電流なだれをトリガし
電流パルスを生じる
電流パルスは
弁別器５７へ送られる
  
弁別器５７は
対応する出力パルスを発生する
このパルスは
イオン化事象の位置に対応する出力電位を与える
この電位はアナログ−デイジタル変換器６１でデイジタル・データに変換され，コンピユータ６２に送られる
　
（１−カ）
「加えて，
ミニコンピユータ６２は
カラー表示端末７３を備え，密度差が人間の眼に強調されるように３次元断層図の特定の密度の輪郭が異なる特定の色で表示される
　
（１−キ）
「
位置検出探知器２１によつて探知されたような陰影図データの組は発散光路
に沿つて取られた
　
（１−ク）
「相当高い分解能を得るためには，１度のθ間隔で180組の平行光線を得ることが望ましい。180組のこのような平行光線を得るためには線源１３は180゜の角度θ加える扇角θだけ回転しなければならないことが示される。75゜の扇状角ψの場合には，全角度偏位θは255゜である。従つて，
255組の発散光路又は光線陰影図データがコンピユータ６２によつて180組の平行光線陰影図データに再配列される
　再配列された平行光路又は光線が等しい横間隔でないことも示される。間隔は中央光線から遠ざかるにつれて減少する。これは第１２図に示され，Ｘ横軸スケールは平行光線の再配置された組の間隔を表わす。望ましい３次元再構成法は平行光線の組の間の一様な横間隔を基にしたデータを用いている。それ故，
再配列された平行光線陰影図データの組の全ての平行光線の間の横間隔が等しいデータに変更することが望ましい
  第１２，１３図を参照すると，平行光線陰影図データを等しい横間隔のデータに変換する方法が示されている。・・・
・・・
Ｘスケール強度I
1
，I
2
，I
3
・・・I
n
は等横間隔の平行光線陰影図強度I
1′
，I
2′
，・・・I
n′
，すなわちＹ軸スケール強度データを得るために以下のアルゴリズムに従つて変換される
　
（１−ケ）
「
角度的に偏位した平行光線陰影図の再配置された組から３次元断層図を再構成する望ましいコンピユータ化方法
・・・第１４図のＹ，すなわちnaの各値に対するｇ（na；θ）と第１５図の関数の個々の積は加算されて第１７図の関数g′（na；θ）が得られ，この過程は数学的には式（５）で表わされるｇ（na；θ）とｑ（na）との合成積として知られている。・・・従つて，式（５）のアルゴリズムによつて１つが各々平行光線陰影図データの角度的に間隔を置いた組に対応している第１７図の180組の関数が発生される。これら180個の陰影図は以下のアルゴリズムを用いて合成３次元再構成断層図を計算するため後面射影される。
・・・
ここでｔ，Ｎは整数である。」（８頁右下欄１２行〜９頁左下欄３行）
  
（１−コ）
「第１０−１８図に関して上述した過程による３次元再構成を行なうコンピユータプログラムの流れ図は第２２図に示され，・・・」（１０頁右下欄８〜１０行）
　
（１−サ）
　第２２図には，コンピュータプログラムの流れ図において，
合成積を行ってg′（na；θ）を得る工程，後面射影と線形内挿を用いて，ｆ（ｒ，θ）を計算する工程
　
　上記摘記事項，特に摘記事項（１−ア）からみて，引用例１には，以下の発明が記載されていると認められる。
　
「人体の一方の側から人体を通して人体の他方の側の探知器へＸ線の発散ビームを指向させる装置と，
  Ｘ線の発散ビームと人体との間に相対的角度偏位を与える装置と，
  発散ビームの角度位置の関数として発散ビームによつて張られる角度内の角度的に間隔を置いた多数の点で人体を通過したＸ線を探知して人体によるＸ線の吸収又は透過の角度的に間隔を置いた複数個の陰影図を表わす探知されたＸ線データの組を導く探知装置と，
  前記Ｘ線の発散光の吸収又は透過陰影図データに対応するデータの組を前記Ｘ線の平行光線の吸収又は透過陰影図に対応するデータの組に再配列する装置と，
　前記平行光線陰影図の組から３次元断層図を再構成する装置と，
を含む被試験人体の３次元断層図を得る装置。」（以下，「引用発明」という。）
　
　また，同様に，本願優先日前に頒布され，原査定の拒絶の理由において引用された刊行物である特開平８−１９６５３２号公報（以下，「周知例１」という。）には，図面とともに，次の事項が記載されている。
（２−ア）
「【０００２】
【従来の技術】ＣＴ透視とは，被検体のスキャンと画像再構成及び画像表示を同時進行で実施することのできる近年開発された技術である。
ＣＴ透視は画像再構成処理の高速化に立脚したものであり，スキャンと画像表示との累積的な時間遅れを回避するために１枚の画像を再構成するために必要な 360°又は 180°分の投影データを収集する時間より短時間で１枚の画像の再構成処理を完了すること，時間再現性を忠実に獲得するためにスキャンから一定の時間遅れをもって画像を表示することが基本的定義とされる
　
（２−イ）
「【０００９】・・・再構成処理部８は分割方式により，断層画像（メイン画像という）を作成する。分割方式とは，
１枚のメイン画像を作成するのに必要な 360°又は 180°＋ファン角（ハーフスキャン法）
部分画像が１枚再構成される毎に最新のメイン画像に当該最新の部分画像を加算し，且つこのメイン画像から当該最新の部分画像と同じ角度の部分画像を減算することで，メイン画像を高い時間分解能で高速で作成するという再構成の高速化技術の１つである
　
（２−ウ）
「【００１４】スキャン開始後（Ｘ線管２が 0°から回転開始するものとする），Ｘ線管２が60°回転する毎に再構成処理部８で，部分画像がＩ'(1,1)，Ｉ'(1,2)，Ｉ'(1,3)・・・と順次再構成されていく。１枚のメイン画像を作成するのに必要な所定角度範囲に達する６枚の部分画像Ｉ'(1,1)〜Ｉ'(1,6)の再構成が完了した時点で，再構成処理部８は最初のメイン画像Ｉ1 を，この時点で最新の６枚の部分画像Ｉ'(1,1)〜Ｉ'(1,6)をフレーム間で加算することにより作成する。このメイン画像Ｉ1は，表示部１０に送られ表示される。
さらに，２回転目に入り，Ｘ線管２が60°に達した時，部分画像Ｉ'(2,1)が再構成される
メイン画像Ｉ2は，この時点で最新のメイン画像Ｉ1にこの時点で最新の部分画像Ｉ'(2,1)を加算し，且つこの最新の部分画像Ｉ'(2,1)と同じ部分角度範囲の部分画像Ｉ'(1,1)を減算することにより作成される
このようにＸ線管２が60°ずつ回転する毎に順次，メイン画像が作成される
　
（２−エ）
　【図２】には，６枚の部分画像Ｉ'(1,1)〜Ｉ'(1,6)から最初のメイン画像Ｉ1が作成され，メイン画像Ｉ1 に部分画像Ｉ'(2,1)を加算し，且つこの部分画像Ｉ'(2,1)と同じ部分角度範囲の部分画像Ｉ'(1,1)を減算することにより２枚目のメイン画像Ｉ2が作成され，メイン画像Ｉ2 に部分画像Ｉ'(2,2)を加算し，且つこの部分画像Ｉ'(2,2)と同じ部分角度範囲の部分画像Ｉ'(1,2)を減算することにより３枚目のメイン画像Ｉ3が作成される様子が描かれている。 
　
　また，同様に，本願優先日前に頒布され，原査定の拒絶の理由において引用された刊行物である特開平４−２６６７４４号公報（以下，「周知例２」という。）には，図面とともに，次の事項が記載されている。
（３−ア）
「【０００４】
最近では，連続回転走査（以下，連続回転スキャンという。）を行なった後に，リアルタイムで画像を見たいという要求がある
　
（３−イ）
「【０００６】一方，１つの再構成ユニットで連続回転スキャンを行なってリアルタイムで画像を表示する方法も知られている。この方法では，ビュー（Ｘ線源が被検体に対して回転するときの回転角度）のピッチ（Ｘ線源がＸ線を曝射するときの微小角度をいう。例えば１回転分３６０°を１０００分割したとすると，ピッチは０．３６°）ごとに収集された各投影データに基づき画像再構成を行なって３６０°分の画像を作成し，リアルタイムで画像を表示する。この方法による画像の作成を図１０を用いて説明する。
まず，図１０（ａ）に示すように連続回転スキャン中において，Δα（ビューのピッチ）ごとに収集された３６０°分の投影データにより画像Ａを作成する。画像Ａは，図１０（ｂ）に示すように０°から（３６０−Δα）°までの投影データを用いて作成され，ＴＶモニタ上に表示される
【０００７】
次に，図１０（ｃ）に示すようにΔα°から３６０°までの画像Ｂを作成する。この画像Ｂは，画像Ａから０°における投影データをマイナスにして逆投影（バックプロジェクションともいう。）し，得られたものに３６０°における投影データを逆投影した逆投影データを加算することにより作成される
【０００８】
次に図１０（ｄ）に示すように２Δα°から（３６０＋Δα）°における画像Ｃは，画像ＢからΔα°における投影データをマイナスにして逆投影し，得られたものに（３６０＋Δα）°における投影データを逆投影し逆投影データを加算することにより作成される
　
　また，本願優先日前に頒布された刊行物である特開昭５７−１３４１４２号公報（以下，「周知例３」という。）には，図面とともに，次の事項が記載されている。
（４−ア）
「ＣＴ装置において短い時間に連続的にスキャンを行い時刻的に異なる同一断面のＣＴ画像を得るいわゆるダイナミックスキャンという試みがなされている。」（１頁右下欄６〜９行）
　
（４−イ）
「本発明は，このような事情を背景としてなされたもので，短時間で多くの経済的なＣＴ画像を再構成でき，メモリ容量も少くてすみ，データ転送量を少なくすることを可能とするＣＴ装置を提供することを目的としている。」（２頁左下欄２〜６行）
　
（４−ウ）
「その次に，第１プロジェクションＰ(1)〜第150プロジェクションＰ(150)のデータをバックプロジェクトすることにより第１ＣＴ画像を再構成する。ここで，第２ＣＴ画像について考えてみる。第２ＣＴ画像は本来第２プロジェクションＰ(2)〜第151プロジェクションＰ(151)のデータをバック・プロジェクトすることにより得られる。ここで，第１ＣＴ画像と第２ＣＴ画像との再構成に用いるデータを比較してみると第１プロジェクションＰ(1)のデータと第151プロジェクションＰ(151)のデータのみが異っており他は同じデータである。したがって，
第２ＣＴ画像は第１ＣＴ画像に第１プロジエクシヨンＰ(1)のデータをマイナスのデータとしたものをバックプロジェクトし且つ第151プロジェクションＰ(151)のデータをバックプロジェクトしても得られるはずである
　
（４−エ）
「
第１プロジェクションＰ(1)と第151プロジェクションＰ(151)は180゜ずれている。そこで，第151プロジェクションＰ(151)のデータ列を前述のように逆順にすれば第１プロジェクションＰ(1)と同一角度でバックプロジェクトすることができる。したがつて，第１ＣＴ画像の画像データに第150プロジェクションＰ(150)の逆データ列と第１プロジェクションＰ(1)のデータ列との差をバックプロジェクトすれば第２ＣＴ画像が得られることになる
　
　また，同様に，本願優先日前に頒布された刊行物である特開平９−１９２１２６号公報（以下，「周知例４」という。）には，図面とともに，次の事項が記載されている。
（５−ア）
「【０１１２】この発明の第３の実施の形態を図４１及び図４２を参照して説明する。なお，この第３の実施の形態では，連続回転方式において，
高速で，連続的な(リアルタイムの)コーンビーム再構成を実現するものである
【０１１３】１．
架台１の回転が３６０°を越えると，３６０°分のデータを使ってFeldkamp法によってコーンビーム再構成する
２．架台が更に回転してスキャンする。Ｎ回転目ＭビューのデータRaw(N,M)を収集する。
３．データRaw(N,M)を重み付け，コンボリューション処理して，Ｎ回転ＭビューのコンボリューションデータConv(N,M) を得る。
４．
１回転前，すなわちＮ−１回転目ＭビューのコンボリューションデータConv(N-1,M) とConv(N,M) の差分を計算し，差分データSub(N,M)を得る
【０１１４】５．再構成処理制御部２１が，コーンビーム再構成になる図６のような投影曲線を発生させる。
６．
再構成処理制御部２１が，発生した投影曲線に対応した差分データSub(N,M)の選択，重み付けを行い，逆投影データBack(N,M) を得る
７．
逆投影データBack(N,M) を前回までの再構成ボクセルデータVoxel(N,M-1)に加算して今回の再構成ボクセルデータVoxel(N,M)を得る
８．架台が回転して新しいデータを得る毎に上記２〜７の処理を繰り返すことで連続的に再構成し，再構成ボクセルデータを常に更新する。この再構成処理のフローチャートを図４１に示す。」
　
（５−イ）
「【０１１９】このようにこの第３の実施の形態によれば，最初の再構成(１回転目)以降は，差分データが０については逆投影する必要がないので，逆投影すべきデータを削減することができ，逆投影処理時間を短縮することができる。なお，
この第３の実施の形態では，１ビューずつ再構成ボクセルデータの更新を行うようになっていたが，例えば１回転に１０回更新するなど，ある程度架台が回転した後ある程度のビュー数をまとめて処理し，その後画像を更新するようにしても良い
　
（５−ウ）
「【０１２１】さらに，
この第３の実施の形態では，コンボリューションデータの差分を取って逆投影したが，生データなど他のデータ( センタリングデータ )の差分を取って逆投影しても良い
　
　また，同様に，本願優先日前に頒布された刊行物である特開平７−３８６号公報（以下，「周知例５」という。）には，図面とともに，次の事項が記載されている。
（６−ア）
「【００１１】
第１番目の画像（以下，第ｎ番目の画像を第ｎ画像と称する）Ｉ（１）は第１ビューＶ（１）〜第３６０ビューＶ（３６０）について，ビュー毎にコンボリューション演算（以下，ＣＯＮＶと略称する），バックプロパゲーション演算（以下，ＢＰと略称する）を行うことで再構成できる
【００１２】
図２から明らかなように，第１画像と第２画像の再構成に使用されるビューは，第１ビューＶ（１）と第３６１ビューＶ（３６１）のみが異なり，他のビューは全て同じである。ＣＯＮＶ演算，ＢＰ演算は線形演算であり，第１ビューＶ（１）と第３６１ビューＶ（３６１）の投影角度は同一であるので，連続した画像は下記のように再構成できることが，特開昭５７−１３４１４２号公報（特許第１５４０３０４号）に示されている
【００１３】
  Ｉ（ｊ＋１）＝Ｉ（ｊ）＋ΔＩ（ｊ＋１）                  （１）
  Ｉ（ｊ−１）＝Ｉ（ｊ）−ΔＩ（ｊ）                      （２）
  
ΔＩ（ｊ）
＝ＢＰ［ＣＯＮＶ｛Ｖ（ｊ＋３５９）−Ｖ（ｊ−１）｝］
ここで，Ｉ（ｊ）は第ｊ画像，ΔＩ（ｊ）はＩ（ｊ）とＩ（ｊ−１）の差分画像，ＣＯＮＶはコンボリューション演算，ＢＰはバックプロパゲーション演算，Ｖ（ｍ）±Ｖ（ｎ）は２つのビューの同一レイ間での演算を表わす。なお，ΔＩ（ｊ）は一般的に値が小さい。」
　
（６−イ）
「【００３１】なお，第１実施例は次のように変形することが可能である。上述の説明では，スキャン，再構成，表示が並列して行なわれ，スキャンと平行して画像観察を行なう，
いわゆるリアルタイムの表示を行なう例を説明したが
【００３２】上述の説明では，第１画像のみを差分画像ではなく完全な画像として記憶し，第２画像以降の画像は差分画像として記憶するようにしているが，最初と最後の２枚，あるいは一定枚数ごとに完全な画像を記憶し，その間の画像を差分画像として記憶するようにしてもよい。
【００３３】上述の説明では，各画像毎の差分画像を記憶しているが，再構成された画像のうち，指定された画像，あるいは
指定された枚数ごとの画像の差分画像を記憶するようにしてもよい。枚数ごとの画像の差分画像は，その間の各差分画像を加算して求めることができる
　
３　対比・判断
　
（１）対比 
　補正発明と引用発明とを対比する。
　
ア　引用発明の「被試験人体の３次元断層図を得る装置」と，補正発明の「リアルタイム画像を生成する連続ＣＴスキャナ」とは，「画像を生成するＣＴスキャナ」である点で共通する。
　
イ　ＣＴスキャナが，検査領域を有する静止ガントリ部分を備えることは技術常識であるから，引用発明の「被試験人体の３次元断層図を得る装置」も，検査領域を有する静止ガントリ部分を備えているといえる。
　
ウ　引用例１に関する上記摘記事項（１−エ）における「・・・人体１１の中央に配置された回転軸３３のまわりの回転用に取付けた第１図の装置が示されている。線源１３，探知器２１，コリメータ１６は回転軸３３のまわりの回転用にリング３４に取付けられている。・・・」の記載からみて，引用発明の「Ｘ線の発散ビームと人体との間に相対的角度偏位を与える装置」は，検査領域の周囲で連続回転する回転ガントリ部分を備えているといえるから，引用発明の「Ｘ線の発散ビームと人体との間に相対的角度偏位を与える装置」「を含む」点は，補正発明の「検査領域の周囲で連続回転する回転ガントリ部分」「を備え」る点に相当する。
　
エ　引用例１に関する上記摘記事項（１−イ）における「・・・Ｘ線・・・のような適当な透過放射線源１３が人体上部に配置されて，・・・発散透過放射線は扇状ビームを投射する。・・・」の記載，および，上記摘記事項（１−エ）における「・・・線源１３・・・は回転軸３３のまわりの回転用にリング３４に取付けられている。・・・」の記載からみて，引用発明の「人体の一方の側から人体を通して人体の他方の側の探知器へＸ線の発散ビームを指向させる装置」は，回転ガントリ部分に取り付けられ，検査領域を通ずる扇形のＸ線ビームを生成する画像生成用のＸ線源を備えているといえるから，引用発明の「人体の一方の側から人体を通して人体の他方の側の探知器へＸ線の発散ビームを指向させる装置」「を含む」点と，補正発明の「回転ガントリ部分に取り付けられ，検査領域を通ずる複数の光線を有した扇形のＸ線ビームを生成する画像生成用Ｘ線源」「を備え」る点とは，「回転ガントリ部分に取り付けられ，検査領域を通ずる扇形のＸ線ビームを生成する画像生成用Ｘ線源を備える」点で，共通する。
　
オ　引用例１に関する上記摘記事項（１−ウ）における「・・・位置検出探知器２１は・・・密に配置した探知線のアレイを含む。」の記載，および，上記摘記事項（１−エ）における「・・・探知器２１・・・は回転軸３３のまわりの回転用にリング３４に取付けられている。・・・」の記載からみて，引用発明の「探知装置」は，回転ガントリに取り付けられた複数のアレイ，すなわち，Ｘ線検出器を備えているといえる。
　また，引用例１に関する上記摘記事項（１−オ）における「・・・人体１１を通過するイオン化放射線の量子は窓５２を通りイオン化可能な気体で満たされた室４５に入る。・・・イオン化放射線の量子がイオン化可能気体に吸収されると，イオン化が生じて陽極と陰極との間の電流なだれをトリガし，・・・電流パルスを生じる。・・・電流パルスは・・・弁別器５７へ送られる。弁別器５７は・・・対応する出力パルスを発生する。このパルスは・・・イオン化事象の位置に対応する出力電位を与える。この電位はアナログ−デイジタル変換器６１でデイジタル・データに変換され，コンピユータ６２に送られる。」の記載からみて，引用発明の「探知装置」は，検出されたＸ線を電子データに変換しているといえる。さらに，上記摘記事項（１−キ）における「位置検出探知器２１によつて探知されたような陰影図データの組は発散光路・・・に沿つて取られた・・・」の記載，および，上記摘記事項（１−ク）における「・・・255組の発散光路又は光線陰影図データがコンピユータ６２によつて180組の平行光線陰影図データに再配列される。・・・」の記載からみて，各組の電子データは，ファンビームフォーマットのデータラインを構成しているといえ，255組の電子データは，複数のデータラインを含んでいるといえる。
　してみると，引用発明の「発散ビームの角度位置の関数として発散ビームによつて張られる角度内の角度的に間隔を置いた多数の点で人体を通過したＸ線を探知して人体によるＸ線の吸収又は透過の角度的に間隔を置いた複数個の陰影図を表わす探知されたＸ線データの組を導く探知装置」「を含む」点は，補正発明の「回転および静止ガントリ部分の一方に取り付けられ，光線が検査領域を通過した後に前記画像生成用Ｘ線源からの扇形のＸ線ビームの光線を受け取るように配置されており，検出された放射線を，ファンビームフォーマットの複数のデータラインを含む電子データへ変換する，複数の放射線検出器」「を備え」る点に相当する。
　
カ　引用例１に関する上記摘記事項（１−ク）における「・・・255組の発散光路又は光線陰影図データがコンピユータ６２によつて180組の平行光線陰影図データに再配列される。・・・再配列された平行光線陰影図データの組の全ての平行光線の間の横間隔が等しいデータに変更することが望ましい。・・・Ｘスケール強度I1，I2，I3・・・Inは等横間隔の平行光線陰影図強度I1′，I2′，・・・In′，すなわちＹ軸スケール強度データを得るために以下のアルゴリズムに従つて変換される。」の記載からみて，引用発明の「再配列する装置」はコンピユータ６２を含み，当該コンピユータ６２は，電子データをファンビームフォーマットから平行ビームフォーマットへ変換する再配列するプロセッサ，すなわち，レビンプロセッサを含むものといえる。
　してみると，引用発明の「前記Ｘ線の発散光の吸収又は透過陰影図データに対応するデータの組を前記Ｘ線の平行光線の吸収又は透過陰影図に対応するデータの組に再配列する装置」「を含む」点は，補正発明の「電子データをファンビームフォーマットから平行ビームフォーマットへ補間するレビンプロセッサ」「を備え」る点に相当する。
　
キ　引用例１に関する上記摘記事項（１−ケ）における「角度的に偏位した平行光線陰影図の再配置された組から３次元断層図を再構成する望ましいコンピユータ化方法・・・」の記載，上記摘記事項（１−サ）の記載，および，上記摘記事項（１−カ）における「・・・ミニコンピユータ６２は・・・カラー表示端末７３を備え，密度差が人間の眼に強調されるように３次元断層図の特定の密度の輪郭が異なる特定の色で表示される。・・・」の記載からみて，引用発明の「３次元断層図を再構成する装置」は，コンピュータ６２を含み，当該コンピュータ６２は，平行ビームフォーマットの電子データを，合成積，すなわちコンボルブし，それを，後面射影，すなわちバックプロジェクトして，検査領域内の患者の画像表示を形成する再構築プロセッサを含むものといえる。
　してみると，引用発明の「前記平行光線陰影図の組から３次元断層図を再構成する装置」「を含む」点と，補正発明の「平行ビームフォーマットの電子データをコンボルブし，バックプロジェクトして，リアルタイムで検査領域内の患者の画像表示を形成する，再構築プロセッサ」「を備え」る点とは，「平行ビームフォーマットの電子データをコンボルブし，バックプロジェクトして，検査領域内の患者の画像表示を形成する，再構築プロセッサを備える」点で共通する。
　
　してみると，両者は， 
　
（一致点）
「画像を生成するＣＴスキャナにおいて，
　検査領域を有する静止ガントリ部分と，
　検査領域の周囲で連続回転する回転ガントリ部分と，
　回転ガントリ部分に取り付けられ，検査領域を通ずる扇形のＸ線ビームを生成する画像生成用Ｘ線源と，
　回転および静止ガントリ部分の一方に取り付けられ，光線が検査領域を通過した後に前記画像生成用Ｘ線源からの扇形のＸ線ビームの光線を受け取るように配置されており，検出された放射線を，ファンビームフォーマットの複数のデータラインを含む電子データへ変換する，複数の放射線検出器と，
　電子データをファンビームフォーマットから平行ビームフォーマットへ補間するレビンプロセッサと，
　平行ビームフォーマットの電子データをコンボルブし，バックプロジェクトして，検査領域内の患者の画像表示を形成する，再構築プロセッサと，
を備えるスキャナ。」
の点で一致し，以下の点で相違する。
　
（相違点１）扇形のＸ線ビームが，補正発明では，「複数の光線を有した扇形のＸ線ビーム」であるのに対し，引用発明では，そのような構成であるかが不明な点。
　
（相違点２）補正発明では，ＣＴスキャナが，「リアルタイム画像を生成する連続ＣＴスキャナ」であり，再構築プロセッサが，「リアルタイムで」検査領域内の患者の画像表示を形成するものであり，かつ，「画像メモリ（５８）に記憶された，複数のバックプロジェクトされたデータラインから最初の画像表示を形成し，この最初の画像表示を反復的に更新してリアルタイム画像表示を達成するものであり」，「更新は，現在取得されている複数のデータラインと，ここから１８０°離され且つ反転された従前に取得された対応する複数のデータラインとの間の差を採って，この差を画像メモリ中へバックプロジェクトすることにより達成される」のに対し，引用発明では，そのような構成ではない点。
　
（２）上記相違点１について
　特開昭５５−７３２４５号公報の１頁左下欄６〜８行に「所定の広がり角度で扇形に広がっている複数本の放射線ビームを前記各検出器により検出するようにし，」と記載されているように，「扇形のＸ線ビーム」の具体的形態として「複数の光線を有した扇形のＸ線ビーム」は本願優先日前に周知である。
　そして，引用発明も「扇形のＸ線ビーム」を生成するものであるから，その具体的形態として，上記周知の「複数の光線を有した扇形のＸ線ビーム」を採用することは，当業者が適宜なし得る事項である。
　
（３）上記相違点２について
ア　複数のバックプロジェクトされたデータラインは，画像メモリに記憶されることが技術常識である。
　また，ＣＴスキャナの分野において，リアルタイム画像表示を行うために，複数のバックプロジェクトされたデータラインから最初の画像表示を形成し，この最初の画像表示を反復的に更新し，更新は，前回画像を表示するのに必要なデータに対し，現在取得されている部分データを追加し，前記部分データに対応する従前に取得されたデータを削除することにより達成する技術が，例えば，上記周知例１（摘記事項（２−イ）），上記周知例２（摘記事項（３−イ）），上記周知例３（摘記事項（４−ウ）），上記周知例４（摘記事項（５−ア）），および，上記周知例５（摘記事項（６−ア））に記載されているように，本願優先日前に周知である。
　そして，引用発明も上記周知技術も，ＣＴスキャンという同一の技術分野に属するものであり，また，当該分野においてリアルタイム画像表示を行うことは，例えば，上記周知例２に関する上記摘記事項（３−ア），および，特開平５−８４２３６号公報の段落【０００４】に記載されているように，周知の技術的課題である。してみると，上記周知の技術的課題を解決するために，引用発明に上記周知技術を適用し，ＣＴスキャナを「リアルタイム画像を生成する連続ＣＴスキャナ」とし，再構築プロセッサが「リアルタイムで」検査領域内の患者の画像表示を形成するものであり，かつ，「画像メモリに記憶された，複数のバックプロジェクトされたデータラインから最初の画像表示を形成し，この最初の画像表示を反復的に更新してリアルタイム画像表示を達成するものであり」，更新は，前回画像を表示するのに必要なデータに対し，現在取得されている部分データを追加し，前記部分データに対応する従前に取得されたデータを削除することにより達成されるようにすることは，当業者であれば何ら困難性はなく，容易に想到し得る事項であるといえる。
　
イ　「更新は，現在取得されている複数のデータラインと」，「従前に取得された対応する複数のデータラインとの間の差を採って，この差を画像メモリ中へバックプロジェクトすることにより達成される」点について
　引用発明に周知技術を適用して，更新は，前回画像を表示するのに必要なデータに対し，現在取得されている部分データを追加し，前記部分データに対応する従前に取得されたデータを削除することにより達成されるようにすることが容易であることは，上記「ア」で検討のとおりである。
　そして，データの追加および削除を行う計算手法としては，（ａ）現在取得されているデータを加算し，従前に取得された対応するデータを減算する手法（摘記事項（２−ウ），摘記事項（３−イ））と，（ｂ）現在取得されているデータと従前に取得された対応するデータとの差分を求め，当該差分を加算する手法（摘記事項（４−エ），摘記事項（５−ア），摘記事項（６−ア））があるが，上記（ａ）と（ｂ）とは数学的に等価な事項であり，いずれを選択するかは，当業者が適宜決定する設計的事項である。
　また，データの追加および削除に際しては，（ｃ）１つのデータライン毎に追加，削除を行う場合（摘記事項（３−イ），摘記事項（４−エ），摘記事項（５−ア），摘記事項（６−ア））と，（ｄ）複数のデータライン毎に追加，削除を行う場合（摘記事項（２−ウ），摘記事項（５−イ），摘記事項（６−イ））があるが，そのうちのいずれを選択するかは，時間分解能，画像再構築の高速性等を考慮して，当業者が適宜決定する設計的事項である。
　さらに，データの追加および削除を行う段階としては，（ｅ）バックプロジェクトする前の段階のもの（摘記事項（３−イ），摘記事項（４−エ），摘記事項（５−ア），摘記事項（６−ア））と，（ｆ）バックプロジェクトした後の段階のもの（摘記事項（２−ウ））があるが，いずれの段階を選択するかは，周知例４に関する上記摘記事項（５−ウ）に「この第３の実施の形態では，コンボリューションデータの差分を取って逆投影したが，生データなど他のデータ( センタリングデータ )の差分を取って逆投影しても良い」と記載されているように，当業者が適宜決定する設計的事項である。
　してみると，引用発明に上記周知技術を適用するに際して，上記（ａ），（ｂ）の中から（ｂ）を選択し，上記（ｃ），（ｄ）の中から（ｄ）を選択し，上記（ｅ），（ｆ）の中から（ｅ）を選択して，「更新は，現在取得されている複数のデータラインと」，「従前に取得された対応する複数のデータラインとの間の差を採って，この差を画像メモリ中へバックプロジェクトすることにより達成される」ようにすることは，当業者が適宜決定する設計的事項であるといえる。
　
ウ　「ここから１８０°離され且つ反転された」従前に取得された対応する複数のデータラインとの間の差を採る点について
　引用例１に関する上記摘記事項（１−ク）における「相当高い分解能を得るためには，１度のθ間隔で180組の平行光線を得ることが望ましい。180組のこのような平行光線を得るためには線源１３は180゜の角度θ加える扇角θだけ回転しなければならないことが示される。75゜の扇状角ψの場合には，全角度偏位θは255゜である。・・・」の記載からみて，引用発明は，ハーフスキャン型のＣＴスキャンであるといえる。
　そして，ハーフスキャン型のＣＴスキャンの場合には，上記「イ」で検討した「従前に取得された対応する複数のデータラインとの間の差を採」る点は，「現在取得されているデータラインから１８０°離され且つ反転された従前に取得された対応する複数のデータラインとの間の差を採」る点となることが，例えば，周知例３に関する上記摘記事項（４−エ）に「第１プロジェクションＰ(1)と第151プロジェクションＰ(151)は180゜ずれている。そこで，第151プロジェクションＰ(151)のデータ列を前述のように逆順にすれば第１プロジェクションＰ(1)と同一角度でバックプロジェクトすることができる。したがつて，第１ＣＴ画像の画像データに第150プロジェクションＰ(150)の逆データ列と第１プロジェクションＰ(1)のデータ列との差をバックプロジェクトすれば第２ＣＴ画像が得られることになる。」と記載されているように，自明である。
　
　そして，本願明細書に記載された補正発明によってもたらされる効果は，引用例１の記載事項および周知技術から，当業者であれば予測することができる程度のものであり，格別顕著なものとはいえない。
　
　したがって，補正発明は，引用発明および周知技術に基づいて，当業者が容易に発明をすることができたものであるから，特許法第２９条第２項の規定により，特許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。
　
（４）付記（回答書における請求人の主張について）
　請求人は，平成２２年１０月２１日付けで提出された審尋に対する回答書の１頁下から８行〜２頁下から４行において，平成２０年１１月１７日付け手続補正書の特許請求の範囲請求項１の「前記再構築プロセッサ（５０）は，画像メモリ（５８）に記憶された，複数のバックプロジェクトされたデータラインから最初の画像表示を形成し，この最初の画像表示を反復的に更新してリアルタイム画像表示を達成するものであり，更新は，現在取得されている複数のデータラインと，ここから１８０°離され且つ反転された従前に取得された対応する複数のデータラインとの間の差を採って，この差を画像メモリ中へバックプロジェクトすることにより達成される」を，「前記再構築プロセッサ（５０）は，画像メモリ（５８）に記憶された，複数のバックプロジェクトされたデータラインか
ら画
の画
時間とともに変化する
前記画像表示の更新は，前記複数の放射線検出器（２８）から現在のファンビームフォーマットデータを取得し，前記現在のファンビームフォーマットデータを現在の平行ビームフォーマットへレビンし，前記現在の平行ビームフォーマットデータと，前記現在の平行ビームフォーマットデータから１８０度離され且つ反転され，前記画像表示に再構築された，従前に取得された平行ビームフォーマットデータとの間の差を決定し，前記決定された差を前記画像メモリ（５８）へバックプロジェクトする，ことを含む
　しかし，「最初の画像表示」を「画像表示」とすることは，特許請求の範囲を拡張するものであり，また，「複数のデータライン」を「平行ビームフォーマットデータ」とすることは，データラインが「複数」であることを省き，特許請求の範囲を拡張することを含むものである。そうすると，上記補正案は，平成１８年改正前の特許法第１７条の２第４項第２号に規定する特許請求の範囲の減縮を目的とするものに該当しない。
　さらに，上記「３　（１）対比」の「オ」および「カ」で検討のとおり，引用発明も「複数の放射線検出器からファンビームフォーマットデータを取得し，前記ファンビームフォーマットデータを平行ビームフォーマットへレビン」しているといえる。そうすると，補正発明を上記のように限定しても，進歩性を有することとはならない。
　よって，請求人の上記主張は，採用することができない。
　
４　まとめ
　以上のとおりであるから，本件補正は，平成１８年改正前の特許法第１７条の２第５項において準用する同法第１２６条第５項の規定に違反するので，同法第１５９条第１項の規定において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
　以上のとおり，本件補正は，却下されることとなったから，本件特許出願人が特許を受けようとする発明として特定する事項は，本願の出願当初明細書の特許請求の範囲の請求項１〜１０に記載されたとおりのものと認められ，そのうち請求項１は，次のとおりである。（以下，「本願発明」という。）　
「【請求項１】　リアルタイム画像を生成する連続ＣＴスキャナにおいて，
　検査領域（１４）を有する静止ガントリ部分（１２）と，
　検査領域（１４）の周囲で連続回転する回転ガントリ部分（２０）と，
　回転ガントリ部分（２０）に取り付けられ，検査領域（１４）を通ずる複数の光線を有した扇形のＸ線（２４）ビームを生成する画像生成用Ｘ線源（２２）と，
　回転および静止ガントリ部分（２０，１２）の一方に取り付けられ，光線が検査領域（１４）を通過した後に前記画像生成用Ｘ線源（２２）からの扇形のＸ線ビーム（２４）の光線を受け取るように配置されており，検出された放射線を，ファンビームフォーマットの複数のデータラインを含む電子データへ変換する，複数の放射線検出器（２８）と，
　電子データをファンビームフォーマットから平行ビームフォーマットへ補間するレビンプロセッサ（３０）と，
　平行ビームフォーマットの電子データをコンボルブし，バックプロジェクトして，リアルタイムで検査領域（１４）内の患者の画像表示を形成する，再構築プロセッサ（５０）と，
を備えることを特徴とするスキャナ。」
　
２　引用刊行物の記載事項　
　原査定の拒絶の理由に引用された引用例およびその記載事項は，上記「第２　２　引用刊行物の記載事項」に記載したとおりである。
　
３　判断　
　本願発明は，補正発明から，「前記再構築プロセッサ（５０）は，画像メモリ（５８）に記憶された，複数のバックプロジェクトされたデータラインから最初の画像表示を形成し，この最初の画像表示を反復的に更新してリアルタイム画像表示を達成するものであり，更新は，現在取得されている複数のデータラインと，ここから１８０°離され且つ反転された従前に取得された対応する複数のデータラインとの間の差を採って，この差を画像メモリ中へバックプロジェクトすることにより達成される」との限定を省いたものである。
　そうすると，本願発明の構成要件をすべて含み，さらに他の構成要件を付加したものに相当する補正発明が，上記「第２　３　対比・判断」において検討のとおり，引用発明および周知技術に基づいて，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，本願発明も同様の理由により，引用発明および周知技術に基づいて，当業者が容易に発明をすることができたものであるというべきである。
　
４　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から，その余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。