【事件の表示】
　特願２００５−１５８０６６「走査ビーム型Ｘ線画像システム」拒絶査定不服審判事件〔平成１７年１２月１５日出願公開、特開２００５−３４２５１４〕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８年２月６日（パリ条約による優先権主張　外国庁受理１９９５年２月１０日　米国）を国際出願日とする特願平８−５２４３８８号の一部を平成１７年５月３０日に新たな特許出願としたものであって、平成２０年８月１１日付けで拒絶査定がなされ、これに対し、同年１１月１７日に拒絶査定不服審判の請求がされ、同日付けで手続補正がなされた後、当審において、平成２１年１１月９日付けで当該手続補正を却下するとともに、同日付で拒絶理由を通知したところ、平成２２年２月２５日付け、同年３月２５日付け及び同年４月２７日付けで各々１ヶ月の期間延長請求がなされ、同年６月１日付けで意見書及び手続補正書が提出されたものである。
 　 
第２　本願発明について 
　　
１．本願発明
　本願の請求項１〜８に係る発明は、平成２２年６月１日付けの手続補正書で補正された明細書及び図面の記載からみて、その特許請求の範囲の請求項１〜８に記載された事項により特定されるものと認められ、その内の請求項１に係る発明（以下、「本願発明」という。）は、以下のとおりのものである。　
　　
「【請求項１】Ｘ線源、Ｘ線検出器アレー、モニタ及び走査発生器を備える画像システムであって、
　上記Ｘ線源が、電子ビーム発生器及びアノードを備えており、
　上記アノードが、電子ビームで照射されたとき、Ｘ線光子を放出するターゲット層を備え、
　上記走査発生器が、上記電子ビームを上記ターゲット層上の予め決められたスポットに位置決めするため上記電子ビーム発生器によって発生される電子ビームを制御する回路を備え、
　上記Ｘ線検出器アレーが、複数の検出器素子を備えており、上記検出器素子が中心を有する略平面形状の検出器表面を形成するアレーとして配列され、
　上記アノードと上記Ｘ線検出器アレーとが、上記電子ビームの照射により予め決められた第１のスポットで上記ターゲット層がＸ線光子を放出したとき、放出されるＸ線光子が上記Ｘ線検出器アレーの複数の上記検出器素子に衝突し、かつ上記電子ビームの照射により予め決められた第２のスポットで上記ターゲット層がＸ線光子を放出したとき、放出されるＸ線光子が上記Ｘ線検出器アレーの複数の上記検出器素子に衝突するように位置決めされ、
　上記走査発生器が、上記電子ビームを選択されたスポットに位置決めし、かつ上記電子ビームを予め決められたステップパターンをもって上記選択されたスポットに予め決められた時間だけ停留させる回路を備えており、
　上記各検出器素子が、上記検出器素子に衝突する上記Ｘ線光子の強度を測定し、上記検出器素子に衝突する上記各Ｘ線光子の上記強度を表わす電気信号を発生する手段を備え、上記各検出器素子から与えられる上記電気信号が、上記Ｘ線検出器アレーから非連続的に出力され、１群の電気出力が上記ターゲット層上の上記予め決められ、選択されたスポットでの上記電子ビームの位置決めに応じて割り当てられた上記各検出器素子から出力され、
　上記モニタが、非連続に組み合わせる上記１群の電気出力に基づいて可視画像を生成する処理回路を備え、上記処理回路が、上記一群の電気出力が画像再構成エンジンから出力される画素値として組み合わされ、可視画像を生成する画像再構成エンジンを備える画像システム。」
 　 
２．引用刊行物記載の発明
　
　当審における拒絶理由に引用し、本願の優先権主張の日前に頒布された国際公開第９４／２３４５８号（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、原文とともに、引用例１に対応する国内出願である特表平８−５０８４３１号公報を訳文として記載事項を示す。
　
（１）「DISCLOSURE OF THE INVENTION 　 
　　　A scanning beam digital x-ray imaging system (SBDX) according to the present invention includes an x-ray tube having an electron beam source and a target anode. Circuitry is provided for focussing the beam and directing or scanning the beam across the target anode in a predetermined pattern. For example, the predetermined pattern may be a raster scan pattern, a serpentine or S shaped pattern, a spiral pattern, a random pattern, a gaussian distribution pattern centered on a predetermined point of the target anode, or such other pattern as may be useful to the task at hand. 
　　　A collimating element, preferably in the form of a grid, may be interposed between the x-ray source and an object to be x-rayed. The collimating element may, for example, comprise a round metal plate having a diameter of about 25.4 cm (10 in) and including an array of apertures numbering 500 by 500 at the center row and column of the collimating element. The collimating element is preferably placed immediately in front of the emitting face of the x-ray tube. Other configurations of collimating element could also be used. In one preferred embodiment of the present invention each of the apertures in the collimating element is constructed so that it is directed toward (or points at) a detection point on a plane located a selected distance from the collimating element. That distance is selected to allow placing the object to be x-rayed between the collimating element and the detection point. The function of the collimating element is to form thin beams of x-rays, arrayed like pixels, and all directed from a point on the anode of the x-ray tube toward the detector. 
　　　A segmented detector array containing an array of detector elements (preferably an area array such as a DETX by DETY rectangle or square, or, more preferably, a relatively round array) is centered at the detection point. The detector array preferably comprises a plurality of densely packed x-ray detectors. Such an array can be designed, positioned and applied according to the present invention in a manner that yields high sensitivity without loss of resolution, resulting in an x-ray system having a resolution comparable to or better than that of prior art x-ray units at a dosage at least an order of magnitude less than that of prior art x-ray systems. This feature of the present invention has important implications in medical and other fields. Exposure to patients and attending medical staff involved in current procedures will be reduced. Procedures now impossible due to the radiation exposure risk will become possible. 
　　　The output of the detector array is an intensity value for each element of the detector array at each point in time that the x-ray beam is emitted through an aperture in the grid. Because each aperture is located at a different point in space relative to the object under investigation and the detector array, a different output will be available from the detector array for each aperture that the x-ray beam travels through. The detector array outputs may be converted into an image in a number of ways. One method is to perform a simple convolution upon the array output, i.e., summing the intensity values of the array elements corresponding to each aperture scanned, and then normalizing. The output array could then be used to drive a video or other display. More preferred are the multi-image convolution and the multi-output convolution methods, described below, which provide enhanced visual output.」（４頁２１行〜６頁１０行） 
訳文「発明の開示　 
　本発明に係る走査ビーム型デジタルＸ線撮影システム（ＳＢＤＸ）は、電子ビーム源とターゲットとなるアノードとを有するＸ線管を備えている。ビームのピントを合わせターゲットアノードを介して所定のパターンにビームを方向づけあるいは走査する回路が設けられている。例えば、所定のパターンは、ラスター走査パターンや、曲がったあるいはＳ字状のパターンや、螺旋状のパターンや、ランダムパターンや、ターゲットアノードの所定の点に中心をもつガウス分布パターンや、手短な仕事に有効な他のパターンであってもよい。 
　視準（ｃｏｌｌｉｍａｔｉｎｇ）素子（グリッド状に形成するのが好ましい）を、Ｘ線源とＸ線を照射すべき対象物との間に介装してもよい。視準素子は例えば、約２５.４センチメートル（１０インチ）の直径と、視準素子の中央に５００行５００列の開口アレーを有する円形金属板を備えている。視準素子は、Ｘ線管の発光面の直前に配置するのがよい。他の形状の視準素子も使用することができる。本発明の一つの好ましい実施形態では、視準素子の開口の各々は、視準素子から任意の距離に位置する面上の検出点に向かって方向づけられる（あるいはその点に向く）ように構成されている。その距離は、Ｘ線を照射すべき対象物が視準素子と検出点との間に配置されるように選択される。視準素子の機能は、Ｘ線管のアノード上の一点から検出器に向かって全て方向づけられたＸ線の薄いビーム（複数）（画素のように配列される）を形成することである。 
　検出器素子のアレー（好ましくはＤＥＴx×ＤＥＴYの矩形あるいは正方形のような領域のアレー、さらに好ましくは比較的丸いアレー）を有する分割された検出器アレーの中心は、検出点に位置している。検出器アレーは、好ましくは、密に詰め込まれた複数のＸ線検出器を備えている。このようなアレーは、本発明に基づいて、解像度を損なうことなく高感度を提供しうるように設計され、位置決めされ、使用されるので、従来のＸ線装置と同等かそれ以上の解像度を有し、従来のＸ線システムの照射量より少なくとも一桁少ない照射量のＸ線システムが実現できる。本発明のこの特徴は、医療および他の分野において重要な意味を持っている。現在の処置における患者あるいは参加医療スタッフへの照射量は減少する。被暴の危険により現在不可能な処置が可能となる。 
　検出器アレーの出力は、Ｘ線ビームがグリッド内の開口を介して放出される時における検出器アレーの各要素毎の強度値である。各開口は、検査対象物および検出器アレーに対し空間的に異なる点に位置しているので、検出器アレーからは、Ｘ線ビームが通過する各開口毎に異なる出力が得られる。検出器アレーの出力は、様々な方法で画像に変換することができる。一つの方法は、アレー出力に対し単純合成する、すなわち、走査された各開口に対応するアレー要素の強度値を合計し、さらに正規化することである。出力アレーは次に、ビデオあるいは他のディスプレイを駆動するのに使用することができる。さらに好ましいのは、後述する多重画像合成法や多出力合成法であり、改良した可視出力を提供する。」（６頁８行〜７頁１７行）
　　 
（２）「System Overview　 
　　　Turning to Fig. 1 , a scanning beam digital x-ray imaging system according to a preferred embodiment of the present invention is diagrammed. A scanning x-ray tube 10 is used as the x-ray source. An approximately -100kV to -120kV power supply is used to power x-ray tube 10 as is well known in the art. A 100 kV power supply will provide a spectrum of x-rays ranging to 100keV. As used herein, 100kV x-rays refers to this spectrum. X-ray tube 10 includes a deflection coil 20 under the control of scan generator 30 as is well known in the art. An electron beam 40 generated within x-ray tube 10 is scanned across a grounded anode 50 within x-ray tube 10 in a predetermined pattern. For example, the predetermined pattern may be a raster scan pattern, a seφentine or S shaped pattern, a spiral pattern, a random pattern, a gaussian distribution pattern centered on a predetermined point of the target anode, or such other pattern as may be useful to the task at hand. Presently preferred is the seφentine or S shaped pattern which eliminates the need in a raster scan pattern for fly back. 
　　　As electron beam 40 strikes anode 50 at point 60, a cascade of x-rays 70 is emitted and travels outside of x-ray tube 10 toward the object 80 to be investigated with the x-ray. To optimize system performance, a cone of x-ray photons must be generated that will diverge in a manner that will just cover the detector array 110. This is preferably accomplished by placing a collimation grid between the anode of the scanning x-ray tube and the detector. Collimation grid 90 is therefore disposed between object 80 and x-ray tube 10. Collimation grid 90 is designed to permit only those x-rays 100 which are directed toward detector 110 to pass through it.」（９頁８行〜１０頁４行） 
訳文「装置のあらまし　 
　図１には、本発明の好ましい実施形態による走査ビームデジタルＸ線撮影装置が示されている。走査Ｘ線管１０はＸ線源として使用される。当該分野にて周知のように、ほぼ１００ＫＶから１２０ＫＶの電源がＸ線管１０を作動させるために使用される。１００ＫＶの電源は１００ＫｅＶにおよぶＸ線スペクトルを提供する。ここで１００ＫＶＸ線とはこのスペクトルをいう。Ｘ線管１０は、当該分野で周知のようにスキャンジェネレータ３０の制御を受ける偏向コイル２０を含んでいる。Ｘ線管１０内で発生された電子ビーム４０は、Ｘ線管１０内で所定のパターンにて、接地されたアノード５０の一方から他方へ走査する。例えば所定のパターンは、ラスタースキャンパターンや、蛇行又はＳ字型パターンや、螺旋状パターンや、ランダムなパターンや、ターゲットの上記アノードの所定点を中心としたガウス分布パターンや、又は、近い将来のタスクに便利なような他のパターンである。現在好ましいのは、ラスタースキャンにおける「帰線」に関する必要を除去する蛇行又はＳ字型パターンである。 
　電子ビーム４０は、点６０にてアノード５０に衝突し、Ｘ線７０のカスケードが放出され、そしてＸ線にて調べられる対象物８０の方へＸ線管１０の外部へ進む。装置の動作を最高に活用するため、検出器アレイ１１０を丁度カバーするように放射状に広がる円錐形のＸ線光子が発生される。このことは、好ましくは、走査Ｘ線管のアノードと上記検出器との間にコリメーショングリッドを配置することにより達成される。それゆえにコリメーショングリッド９０は対象物８０とＸ線管１０との間に配置される。コリメーショングリッド９０は検出器１１０の方向へ向けられたＸ線１００のみがそれを通過するように設計される。」（１０頁７〜２８行）
　　
（３）「The output of detector array 110 is then processed and may be displayed on monitor 120 as a luminance value at an x,y location on monitor 120 corresponding to the x,y location on anode 50. This may be accomplished by using the same scan generator to drive the x,y position of electron beam 40 and the position of the electron beam within the video monitor 120. Alternatively, image processing techniques can be used to produce a computer driven image on an appropriate display or photographic medium.」（１０頁１０〜１６行） 
訳文「検出器アレイ１１０の出力が処理され、アノード５０のｘ，ｙ位置に対応するモニタ１２０上のｘ，ｙ位置における輝度値としてモニタ１２０上に表示される。このことは、電子ビーム４０及びビデオモニタ１２０内の電子ビームのｘ，ｙ位置を駆動する同じスキャンジェネレータを使用することにより達成される。また、画像処理技術が適宜なディスプレイ上又は写真媒体上でコンピュータ操作画像を製作するために使用可能である。」（１１頁５〜１１行）
　　
（４）「The X-Ray Tube　　　 
　　　Fig. 3 depicts a magnified view of the grid and anode structure. Anode 50 is preferably fabricated of a target layer of a material having good vacuum characteristics and the ability to withstand high heat and electron bombardment formed upon a beryllium anode support 130. Aluminum or other relatively x-ray transparent matenals could be used for the anode support 130 as well. The presently preferred construction of the target layer is, in order of preference: (1) a first layer of niobium approximately 1 micron thick sputter-deposited upon the anode support to which is then sputterdeposited a second layer of tantalum approximately 5 microns thick (this structure is preferred because the niobium has a thermal coefficient of expansion intermediate to the coefficients of thermal expansion of beryllium (the anode support 130) and tantalum, thus reducing or preventing microcracking due to thermal cycling of the target anode between the ON and OFF conditions of the tube; (2) a sputter-deposited layer of tantalum approximately 5 microns thick; (3) a sputter-deposited layer of tungsten-rhenium approximately 5 microns thick; and (4) a sputter-deposited layer of tungsten approximately 5 to 7 microns thick. Tantalum, tungsten and tungstenrhenium are preferred for anode 50 because, having relatively high atomic numbers and densities, they readily emit x-rays when irradiated by an electron beam. 
Tungsten's high melting point of 3370 C and good vacuum characteristics make it suitable for the high temperature and hard vacuum conditions within the tube. 
Tantalum and tungsten-rhenium have similar characteristics as known to those of skill in the art. The thicknesses of the anode layers are selected so that they are approximately equivalent to the distance necessary to efficiently convert 100 kV electrons to x-rays. Beryllium is preferred for anode support 130 because it is strong and does not significantly attenuate or scatter the x-rays emitted from anode 50. The thickness of beryllium anode support 130 is preferably about 0.5 cm. Anode support 130 should be as thin as possible subject to the physical constraint that it must be strong enough to withstand the pressure gradient of one atmosphere across it. 」（１０頁２４行〜１１頁２４行） 
訳文「Ｘ線管　 
　図３は、グリッドとアノードの構造を拡大したものを示している。アノード５０は、ベリリウムのアノード支持体１３０上に形成され、真空特性がよく、高温及び電子の衝撃に抵抗する能力を有する物質のターゲット層で組み立てられるのが好ましい。さらにＸ線が比較的透過するアルミニウム又は他の物質がアノード支持体１３０に使用可能である。現在好ましいターゲット層は、好ましい順に、（１）アノード支持体上にほぼ１ミクロン厚にてスパッタ溶着されたニオブの第１層にほぼ５ミクロン厚にてスパッタ溶着されたタンタルの第２層（この構造は、ニオブがベリリウム（アノード支持体１３０）とタンタルの熱膨張係数の中間の熱膨張係数を有し、よって上記管のオン、オフ状態間でのターゲットアノードの熱サイクルによるマイクロクラックを抑制又は減少させることから、好ましい。）、（２）ほぼ５ミクロン厚のタンタルのスパッタ溶着層、（３）ほぼ５ミクロン厚のタングステン−レニウムのスパッタ溶着層、および、（４）ほぼ５〜７ミクロン厚のタングステンのスパッタ溶着層である。タンタル、タングステン及びタングステン−レニウムは、比較的高い原子番号と密度を有し、電子ビームが照射されたとき容易にＸ線を放出するので、アノード５０に好ましい。タングステンの３３７０℃という高融点及び真空特性がよいことは、上記Ｘ線管内の高温及び超高真空状態に適している。タンタル及びタングステン−レニウムは、当業者に公知のように類似した特性を有する。アノード層の厚さは、アノード層が１００ＫＶ電子をＸ線に有効に変換するのに必要な距離にほぼ等しいように選択される。ベリリウムは、強固でありアノード５０から放出されるＸ線を大きく減じたり散逸させたりしないことから、アノード支持体１３０に好ましい。ベリリウムのアノード支持体１３０の厚さは約０．５ｃｍであるのが好ましい。アノード支持体１３０は、外部の１気圧との圧力勾配に抵抗するのに十分強くなければならないという物理的制約を受けるが、できるだけ薄くなければならない。」（１１頁１８行〜１２頁１５行）
　
（５）「When the x-ray tube 340 is in use, no more than one aperture 140 of collimation grid 90 will be passing substantial amounts of x-rays at any given instant. According to one preferred embodiment, the electron beam 40 may be shut off when the electron beam 40 is not positioned directly in front of an aperture 140. Thus the x- ray tube may be operated effectively in a scanned-pulsed mode to reduce power consumption and wear and tear on the target anode 50.」（明細書第１５頁第２６行〜第１６頁第３行） 
訳文「Ｘ線管３４０が使用されるとき、コリメーショングリッド９０のわずか一つの開口１４０がいずれの一定の瞬間にて相当量のＸ線を通過させるであろう。好ましい実施形態によれば、電子ビーム４０は、電子ビーム４０が開口１４０の前に直接に位置しないとき電子ビーム４０は止めることができる。このようにＸ線管は電力消費を減じ、ターゲットアノード５０上の摩損や裂け目を減じるように走査パルスモードにおいて効果的に動作可能である。」（１６頁２０〜２５行）
　　
（６）「Image Processing 　　
　　　An important refinement of the present invention concerns the application of an image processing system to further reduce the required dosage. In practice, the signal from the detector is not usually applied directly to the z or luminance input of a video monitor. Instead, digitized intensity data for each pixel are stored in a discrete address in a frame store buffer. More than one such buffer may be used in certain applications. Pixel addresses within the buffer can be randomly accessed and the numeric intensity value can be manipulated mathematically. This function has application in applying various image enhancement algorithms and it allows for pixel assignment of the data from discrete segments of the detector array.」（明細書第２３頁第１９行〜第２４頁第１行） 
訳文「イメージ処理　 
 　本発明の重要な点は、必要な照射線量をより低減するためのイメージ処理システムの応用に関する。実際問題として検出器からの信号は、通常は直接ビデオモニタの“Ｚ”すなわちルミナンス入力に用いられない。代わりに、各画素のデジタル化された強度が、『フレーム・ストア・バッファ』の個別のアドレスに蓄えられる。バッファ中の画素アドレスは、ランダムにアクセスでき、数値の強度値は数学的に取り扱われる。この機能は、応用できる多くのイメージ拡張アルゴリズムの応用を有し、検出器アレイの独立した部分からのデータの画素の割り当てを許容する。」（２３頁２７行〜２４頁７行）
　　
（７）「Turning now to FIG. 15, there are a maximum of DETX rows of sensor elements 160 in detector array 110 and a maximum of DETY columns of sensor elements 160 in detector array 110 in a pseudo-round sensor array 110.」（明細書第２６頁第２３〜２５行） 
訳文「図１５について説明すると、疑似円形センサーアレイ１１０に、検出器アレイのセンサー素子１６０のＤＥＴx列の最大値と、検出器アレイ１１０のセンサー素子１６０のＤＥＴY行の最大値がある。」（２６頁２８行〜２７頁２行）
　　
（８）「Beam Sub-sampling Technioue　
　　　The following relates to a particular preferred embodiment of the present invention which uses the technique of beam sub-sampling in order to reduce the computer processing overhead, and power consumption of the scanning beam digital x-ray system.  
　　　Standard video quality images use 640 x 480 pixels and are updated at 30Hz. This requires a pixel sample rate of about 12MHz. Positioning the high voltage electron beam of the x-ray tube accurately behind 250,000 sequential different apertures at that rate requires high precision and relatively high power consumption. Digitization of signals from a large array of x-ray detectors at a 12MHz rate is similarly expensive and power intensive. Thus reduction of the pixel sample rate below 12MHz without significant reduction of the spatial or time resolution of the SBDX is useful in reducing initial unit costs, operating costs due to electric power consumption, and cooling requirements for the waste heat developed by the x-ray tube. 
　　　Accordingly, a mechanism for reducing the pixel sample rate while providing virtually the same spatial and time resolution has been developed. This mechanism is referred to as sub-sampling and is best implemented with the embodiment of the SBDX described in this section, although it could obviously be adapted to be used with other configurations of the SBDX. Advantages of this embodiment include reduced power consumption and simpler circuitry for electron beam deflection within the x-ray tube, reduced cost of fabrication of the collimation grid 90, reduced complexity of the calculations needed to resolve an image of the object 80 and other advantages as would be obvious to those of skill in the art.
　　　Pursuant to this embodiment a collimation grid 90 is fabncated having a reduced number of apertures, preferably APX=APY=166, rather than 500, although other numbers could obviously be used. The advantage of this reduction from a computational point of view will become apparent below. From a manufacturing point of view, however, it is a much simpler structure with approximately one-ninth the number of apertures which need to be fabricated. Because of the reduction in the number of apertures, it is easier to fabricate grids with higher deflection angles (i.e., the angle that the aperture makes with respect to the front face 260 of the collimation grid) without running into problems of having apertures intersect with adjacent apertures. This is particularly useful when stereo grids are to be manufactured as adjacent apertures in a stereo gnd are directed to different detector arrays and hence require more physical separation than non-stereo grids to avoid aperture intersection. 
　　　The apertures of the collimator grid are arranged in a circle of maximum dimension APX rows by APY columns. For computational purposes this may be treated as a rectangle of dimension APX rows by APY columns with the elements outside of the circle contributing no information, i.e., always being dark or nonilluminated by x-rays. 
　　　The sensors 160 of the x-ray detector array 110 are arranged in a circular array of maximum dimension DETX rows by DETY columns as shown in FIG. 15. The pixel sample rate may be reduced by illuminating less than all of the apertures of the collimation grid, i.e., by sub-sampling. Preferably a collimation grid without the not-tobe-illuminated apertures is used. In order to form an image with the detector array, only every DETX-th collimator hole in each row and every DETY-th collimator hole in each column needs to be illuminated and thus the image may be built up out of image tiles of pixels, each DETX pixels by DETY pixels in size. This corresponds to a subsampling ratio of DETX by DETY whereas no sub-sampling corresponds to a subsampling ratio of 1 by 1. The sub-sampling ratio may thus be adjusted from 1 to DETX in the X-direction (rows) and from 1 to DETY in the Y-direction (columns). In accordance with this preferred embodiment, DETX=DETY=12 as shown in FIG 15.
　　　Where a 12 x 12 detector is used and the sub-sampling ratio is 12, the image is fabncated from a plurality of non-overlapping images which are in effect pasted together - much like a David Hockney photomosaic. Because real world scintillators and detectors are not all perfectly and identically responsive, the x-ray pencil beam is not perfectly uniform, the collimation grid apertures are not all exactly identical with identical areas, and because a circular, rather than a square detector is used, some degree of overlap is highly desirable in order to permit averaging out detector nonlinearities and noise. 」（明細書第３４頁５行〜３６頁９行） 
訳文「ビームサブスキャン技法　　 
　以下の説明は、本発明の特に好ましい実施形態に関連し、この実施形態は、計算機の処理のオーバーヘッドを減少するために、ビームのサブサンプリングの技法を用いる。 
　標準のビデオイメージは、６４０×４８０の画素を用い、３０Ｈｚで更新される。これは、約１２ＭＨｚの画素サンプル速度を必要とする。この速度でｘ線管の高電圧電子ビームを正確に２５０,０００個の連続的な異なる開口の背後に位置することは、高精度と比較的大きな電力消費を必要とする。１２ＭＨｚの速度でのｘ線検出器の大きなアレイからの信号のデジタル化は、同様に、効果的であり、電力を消費する。したがって、ＳＢＤＸの空間的分解能または時間的分解能の大きな減少なしに、画素サンプル速度の１２ＭＨｚより下への減少は、初期のユニットのコスト、電力消費による操業コスト、および、ｘ線管によるむだな熱のための冷却要求を減少するのに有用である。 
　したがって、画素サンプル速度を減少しつつ実質的に同じ空間的分解能と時間的分解能を与える機構が発展された。この機構は、サブサンプリングといわれ、ＳＢＤＸの他の構成でも明らかに適用できるが、ここに説明するＳＢＤＸの実施形態において最もよく実行される。本実施形態の効果は、電力消費の減少、ｘ線管内での電子ビームの偏向のより簡単な回路、平行化グリット９０の作成コストの低下、対象物８０の像を分解するのに必要な計算の複雑さの減少、および、当業者にとって明らかなその他の効果である。
  本実施形態において、コリメーショングリッド９０は、５００個よりは少なくした数の開口、好ましくはＡＰx＝ＡＰy＝１６６（他の数も明らかに用いることができるが）を備えるように作成される。計算の観点からのこの減少の効果は、以下で明らかになる。しかし、製造の観点からの効果は、製造に必要な開口の数の約１／９の、ずっと簡単な構造である。開口の数が減少するので、より高い偏向角（すなわち、開口がコリメーショングリッドの前面２６０に対してなす角）でグリッドを製造することは、近接する開口と交差する開口を有するという問題を生じることなく、より容易である。このことは、立体グリッドが製造されるとき、立体グリットにおける近接する開口が異なった検出器アレイの方に向き、したがって、開口交差を防ぐため非立体グリッドよりも広い物理的分離を必要とするので、特に有用である。
  コリメーショングリッドの開口（複数）は、最大寸法の円の中にＡＰx行とＡＰy列の円で配置される。計算の目的のために、これは、情報に寄与しない円の外側にある、すなわち、常に「暗い」すなわちｘ線により照射されない素子（複数）を備えたＡＰx行とＡＰy列の寸法の矩形として取り扱える。
  ｘ線検出器アレイ１１０のセンサ１６０は、図１５に示すように、最大寸法でＤＥＴx行とＤＥＴy列の円状アレイの中に配置される。画素のサンプル速度は、コリメーショングリッドの全部より少ない開口の照射、すなわち、サブサンプリングにより低下できる。好ましくは、照射されない開口がないコリメーショングリッドが使用される。この検出器アレイを用いて像を作るために、各行におけるてすべてのＤＥＴx番目のコリメータの穴と各行におけるＤＥＴy番目のコリメータの穴とのみが照射される必要があり、したがって、像は、各々ＤＥＴx画素とＤＥＴy画素の寸法の、画素の像タイルから組み立てできる。これは、ＤＥＴx×ＤＥＴyのサブサンプリング比に対応するが、サブサンプリングは、１×１のサンプリング速度には対応しない。したがって、このサブサンプリング比は、ｘ方向（行）に１からＤＥＴxまで、ｙ方向（列）に１からＤＥＴyまで調節できる。この好ましい実施形態によれば、図１５に示すように、ＤＥＴx＝ＤＥＴy＝１２である。
  １２×１２の検出器が用いられ、サブサンプリング比は１２であるとき、像は、デイビッド・ホックニー（David Hockney）の光モザイクにずっと似て、実質的に共に貼り付けられる複数の重複しない像から作成される。実際のシンチレータと検出器とは、全く完全というわけでなく、また、全く同一に応答するというわけでもないので、ｘ線鉛筆ビームは、完全には一様ではなく、コリメーショングリッドの開口は、理想的な面積と全く正確に同一というわけではない。そして、正方形の検出器でなく円の検出器が使用されるので、ある程度の重なりは、検出器の非線形性と雑音とを平均することを可能にするために、非常に好ましい。」（３３頁６行〜３５頁６行）
　　 
（９）「Accordingly, only 1/(SSX*SSY) apertures in the original collimation gnd (500 x 500 apertures) need to be used or illuminated by the electron beam for the formation of x-rays in order to be able to generate an image. If the frame rate is kept constant, e. g., 30Hz, then the number of electron beam motions is reduced by SSX*SSY, as is the frequency response of the circuit that dnves the electron beam. 
　　　The total distance travelled by the electron beam (and the number of scan lines) is reduced by 1/SSY, so that the average beam velocity across the target anode is reduced by 1/SSY. The image reconstruction pixel rate is the same as the collimation grid aperture rate (rate at which apertures are scanned or illuminated), and is also reduced by 1/(SSX*SSY). 
　　　In accordance with this scheme, the number of samples averaged into each display pixel is (DETX/SSX)*(DETY/SSY). When using the maximum sub-sampling where SSX=DETX and SSY=DETY, only one digitizer sample is averaged into each display pixel (the photomosaic mode). The sample averaging is important for smoothing out non-uniformities in the beam, the scintillators, the detectors, and the amplifiers. The amount of sub-sampling (SSX and SSY) must be set to an appropriate level for the conditions presented in order to assure acceptable image quality. This may be adjusted by the user on the fly in accordance with the user's preference for image quality and the conditions presented by a particular set of circumstances. 
　　　The detector array 110 shown in FIG. 15 is preferably an array of 96 individual detector elements 160 arranged roughly in a circular area having a diameter of about one inch. There are 12 detectors (DETX) in the vertical column at the center of the array and 12 detectors (DETY) in the horizontal row at the center of the array.」（明細書３６頁２８行〜３７頁２３行） 
訳文「したがって、像を作成するために、元のコリメーショングリッドにおける１／（ＳＳＸ＊ＳＳＹ）のみの開口（５００×５００の開口）が使用される必要があり、すなわち、ｘ線照射のための電子ビームにより照射される必要がある。もしフレーム速度が一定に、すなわち、３０Ｈｚに保たれるならば、電子ビームを駆動する回路の周波数応答のように、電子ビームの運動の数は、ＳＳＸ＊ＳＳＹだけ減少される。電子ビームが動く全体の距離（およびスキャン線の数）は、１／ＳＳＹだけ減少され、このため、ターゲットアノードを通る平均ビーム速度は、１／ＳＳＹだけ減少される。像を再構成する画素速度は、コリメーション開口速度（開口がスキャンまたは照射される速度）と同じであり、同様に、１／（ＳＳＸ＊ＳＳＹ）により減少される。
  この方式によれば、各表示画素へと平均化されるサンプルの数は、（ＤＤＴx／ＳＳＸ）＊（ＤＤＴy／ＳＳＹ）である。最大のサンプリング速度を用いると（ＳＳＸ＝ＤＤＴxおよびＳＳＹ＝ＤＤＴy）、１つのみのデジタイザサンプルが各表示画素に平均される（「光モザイク」モード）。サンプルの平均化は、ビーム、シンチレータ、検出器および増幅器における非一様性を滑らかにするために重要である。サブサンプリングの大きさ（ＳＳＸとＳＳＹ）は、許容可能な像の質を確保するために提示される条件のために、適当なレベルに設定されねばならない。これは、像の質と特定の１組の環境により提出される条件とについてのユーザの好みによりフライについてユーザにより設定できる。
　図１５に示す検出器アレイ１１０は、好ましくは、約１インチの直径を有する円状面積においてほぼ配置される９６個の個々の検出器素子１６０のアレイである。アレイの中心で、縦の列に１２個の検出器（ＤＤＴx）があり、アレイの中心で、水平の行の列に１２個の検出器（ＤＤＴy）がある。」（３６頁１５〜１８行）
　　　
　上記摘記事項（５）の記載事項から、スキャンジェネレータは、電子ビーム４０がコリメーショングリッド９０の開口１４０の前に直接に位置しないとき電子ビーム４０は止め、わずか一つの開口１４０が一定の瞬間にて相当量のＸ線を通過させるものであることが読み取れる。
　
　上記摘記事項（８）に記載された「画素のサンプル速度は、コリメーショングリッドの全部より少ない開口の照射、すなわち、サブサンプリングにより低下できる。」、「本実施形態において、コリメーショングリッド９０は、５００個よりは少なくした数の開口、好ましくはＡＰx＝ＡＰy＝１６６（他の数も明らかに用いることができるが）を備えるように作成される。」の記載事項から、サブサンプリングの技法により、検出器アレイの行列において、例えば３行３列というようなサンプルレート比の単位で、まとめてビームが検出器アレイに照射され、検出することが読み取れる。
  　
　上記摘記事項（９）に記載された「像を再構成する画素速度は、コリメーション開口速度（開口がスキャンまたは照射される速度）と同じであり、同様に、１／（ＳＳＸ＊ＳＳＹ）により減少される。」からみて、検出された出力に基づいて、画像の再構成処理を行っていることが読み取れる。
  　
 　これらの記載によれば、引用例１には、以下の発明（以下、「引用例１発明」という。）が記載されていると認められる。  
　
「Ｘ線管、検出器素子のアレー、検出器アレイの出力が処理されて表示されるモニタ、及び、スキャンジェネレータを備える走査ビーム型デジタルＸ線撮影システムであって、
　上記Ｘ線管は、電子ビーム源と、ターゲットとなるアノードとを備えており、
　上記アノードは、電子ビームが照射されたとき容易にＸ線を放出するタンタル、タングステン及びタングステン−レニウムの各層からなるターゲット層で組み立てられ、
　上記スキャンジェネレータは、ビームのピントを合わせターゲットアノードを介して所定のパターンにビームを方向づけあるいは走査する回路と備え、
　検出器アレイは、アレイの中心で縦の列に１２個の検出器がありアレイの中心で水平の行の列に１２個の検出器がある９６個の個々の検出器素子の疑似円形センサーアレイであり、
　Ｘ線管内で発生された電子ビームはＸ線管内で所定のパターンにて接地されたアノードの一方から他方へ走査されて検出器アレイを丁度カバーするように放射状に広がる円錐形のＸ線光子が発生され、
　上記スキャンジェネレータは、電子ビームがコリメーショングリッドの開口の前に直接に位置しないとき電子ビームは止め、わずか一つの開口が一定の瞬間にて相当量のＸ線を通過させ、
　検出器アレーの出力はＸ線ビームがグリッド内の開口を介して放出される時における検出器アレーの各要素毎の強度値であり、シンチレーションに当たるｘ線光子は光パルスを生じ、光カソード上で対応する電子パルスを生じ、このパルスはＰＭＴダイオード構造の１チャンネルで増幅され、増幅器の出力は比較器に入力され、比較器はその入力の大きさにかかわらず一定の大きさの出力パルスを出力し、
　サブサンプリングの技法により、検出器アレイの行列において、例えば３行３列というようなサンプルレート比の単位で、まとめてビームが検出器アレイに照射され、検出する、
　検出器アレーの出力は、様々な方法で画像に変換することができ、
　画像の再構成処理を行い、
　出力アレーは、ビデオあるいは他のディスプレイを駆動するのに使用することができる、走査ビーム型デジタルＸ線撮影システム。」
 　 
３．対比 
　本願発明と引用例１発明とを対比する。
（１）引用例１発明の「Ｘ線管」、「電子ビーム源」、「ターゲットとなるアノード」、「検出器素子のアレー」、「モニタ」、「スキャンジェネレータ」、「走査ビーム型デジタルＸ線撮影システム」は、機能・構成からみて、
本願発明の「Ｘ線源」、「電子ビーム発生器」、「アノード」、「Ｘ線検出器アレー」、「モニタ」、「走査発生器」、「画像システム」に、それぞれ相当する。 
　
（２）引用例１発明の「電子ビームが照射されたとき容易にＸ線を放出するタンタル、タングステン及びタングステン−レニウムの各層からなるターゲット層」は、アノードを構成するものであり、その構成・機能からみて、本願発明の「電子ビームで照射されたとき、Ｘ線光子を放出するターゲット層」に相当する。 
　
（３）引用例１発明の「ビームのピントを合わせターゲットアノードを介して所定のパターンにビームを方向づけあるいは走査する回路」は、ビームを制御する機能・構成からみて、本願発明の「上記電子ビームを上記ターゲット層上の予め決められたスポットに位置決めするため上記電子ビーム発生器によって発生される電子ビームを制御する回路」に相当する。 
　
（４）引用例１発明の「９６個の個々の検出器素子」は、本願発明の「複数の検出器素子」に相当する。 
 　そして、引用例１発明の「アレイの中心で縦の列に１２個の検出器がありアレイの中心で水平の行の列に１２個の検出器がある９６個の個々の検出器素子の疑似円形センサーアレイ」と、本願発明の「上記Ｘ線検出器アレーが、複数の検出器素子を備えており、上記検出器素子が中心を有する略平面形状の検出器表面を形成するアレーとして配列され
」ることとは、「上記Ｘ線検出器アレーが、複数の検出器素子を備えており、上記検出器素子が中心を有する形状の検出器表面を形成するアレーとして配列され」る点で共通する。 
　　
（５）引用例１発明の「Ｘ線管内で発生された電子ビームはＸ線管内で所定のパターンにて接地されたアノードの一方から他方へ走査されて検出器アレイを丁度カバーするように放射状に広がる円錐形のＸ線光子が発生され」ることは、走査時における複数のスポットにおいて、検出器アレイの複数の検出器素子をカバーするような大きさの円錐形のＸ線光子を放出するように位置決めされる関係を有しているといえるから、機能・構成からみて、
本願発明の「上記アノードと上記Ｘ線検出器アレーとが、上記電子ビームの照射により予め決められた第１のスポットで上記ターゲット層がＸ線光子を放出したとき、放出されるＸ線光子が上記Ｘ線検出器アレーの複数の上記検出器素子に衝突し、かつ上記電子ビームの照射により予め決められた第２のスポットで上記ターゲット層がＸ線光子を放出したとき、放出されるＸ線光子が上記Ｘ線検出器アレーの複数の上記検出器素子に衝突するように位置決めされ」ていることに相当する。 
　　
（６）引用例１発明の「スキャンジェネレータは、電子ビームがコリメーショングリッドの開口の前に直接に位置しないとき電子ビームは止め、わずか一つの開口が一定の瞬間にて相当量のＸ線を通過させる」ことは、動作からみてステップ状に移動しているといえ、かつ、所定の回路により構成されているといえるから、本願発明の「上記電子ビームを選択されたスポットに位置決めし、かつ上記電子ビームを予め決められたステップパターンをもって上記選択されたスポットに予め決められた時間だけ停留させる回路」との間で、
「上記電子ビームを選択されたスポットに位置決めし、かつ上記電子ビームを予め決められたステップパターンをもって走査させる回路」である点で共通する。 
　　
（７）引用例１発明の「検出器アレーの出力はＸ線ビームがグリッド内の開口を介して放出される時における検出器アレーの各要素毎の強度値」であることは、機能・構成からみて、本願発明の「上記各検出器素子は上記検出器素子に衝突する上記Ｘ線光子の強度を測定」していることに相当する。
　また、引用例１発明の「シンチレーションに当たるｘ線光子は光パルスを生じ、光カソード上で対応する電子パルスを生じ、このパルスはＰＭＴダイオード構造の１チャンネルで増幅され、増幅器の出力は比較器に入力され、比較器はその入力の大きさにかかわらず一定の大きさの出力パルスを出力」することは、機能・構成からみて、
本願発明の「上記検出器素子に衝突する上記各Ｘ線光子の上記強度を表わす電気信号を発生する手段」に相当する。 
　　　
（８）引用例１発明の「サブサンプリングの技法により、検出器アレイの行列において、例えば３行３列というようなサンプルレート比の単位で、まとめてビームが検出器アレイに照射され、検出する」ことは、検出器アレイの行列において、設定したサンプルレート比の単位で、ビームを検出器アレイに照射し、検出器アレイは、行列の並び順からみて不連続的に照射された検出器で測定して、出力している機能を有するものといえるから、本願発明の「上記Ｘ線検出器アレーから非連続的に出力され、１群の電気出力が上記ターゲット層上の上記予め決められ、選択されたスポットでの上記電子ビームの位置決めに応じて割り当てられた上記各検出器素子から出力され」ることに相当する。
　　　
（９）引用例１発明の「検出器アレーの出力は、様々な方法で画像に変換することができ、画像の再構成処理を行い、出力アレーは、ビデオあるいは他のディスプレイを駆動するのに使用することができる」ことは、検出器アレーからの出力に基づいて画像再構成を行う機能からみて、本願発明の「モニタが、非連続に組み合わせる上記１群の電気出力に基づいて可視画像を生成する処理回路を備え、上記処理回路が、上記一群の電気出力が画像再構成エンジンから出力される画素値として組み合わされ、可視画像を生成する画像再構成エンジンを備える」ことに相当する。
 　 
 　したがって、両者は、 
「Ｘ線源、Ｘ線検出器アレー、モニタ及び走査発生器を備える画像システムであって、
　上記Ｘ線源が、電子ビーム発生器及びアノードを備えており、
　上記アノードが、電子ビームで照射されたとき、Ｘ線光子を放出するターゲット層を備え、
　上記走査発生器が、上記電子ビームを上記ターゲット層上の予め決められたスポットに位置決めするため上記電子ビーム発生器によって発生される電子ビームを制御する回路を備え、
　上記Ｘ線検出器アレーが、複数の検出器素子を備えており、上記検出器素子が中心を有する形状の検出器表面を形成するアレーとして配列され、
　上記アノードと上記Ｘ線検出器アレーとが、上記電子ビームの照射により予め決められた第１のスポットで上記ターゲット層がＸ線光子を放出したとき、放出されるＸ線光子が上記Ｘ線検出器アレーの複数の上記検出器素子に衝突し、かつ上記電子ビームの照射により予め決められた第２のスポットで上記ターゲット層がＸ線光子を放出したとき、放出されるＸ線光子が上記Ｘ線検出器アレーの複数の上記検出器素子に衝突するように位置決めされ、
　上記走査発生器が、上記電子ビームを選択されたスポットに位置決めし、かつ上記電子ビームを予め決められたステップパターンをもって走査させる回路を備えており、
　上記各検出器素子が、上記検出器素子に衝突する上記Ｘ線光子の強度を測定し、上記検出器素子に衝突する上記各Ｘ線光子の上記強度を表わす電気信号を発生する手段を備え、上記各検出器素子から与えられる上記電気信号が、上記Ｘ線検出器アレーから非連続的に出力され、１群の電気出力が上記ターゲット層上の上記予め決められ、選択されたスポットでの上記電子ビームの位置決めに応じて割り当てられた上記各検出器素子から出力され、
　上記モニタが、非連続に組み合わせる上記１群の電気出力に基づいて可視画像を生成する処理回路を備え、上記処理回路が、上記一群の電気出力が画像再構成エンジンから出力される画素値として組み合わされ、可視画像を生成する画像再構成エンジンを備える画像システム。」である点で一致し、以下の点で相違する。 
   　
（相違点１）アレーの配列が、本願発明では「略平面形状」であるのに対し、引用例１発明は略平面形状であるか不明である点。 
　　
（相違点２）走査発生器が、本願発明では、「電子ビームを選択されたスポットに位置決めし、かつ上記電子ビームを予め決められたステップパターンをもって上記選択されたスポットに予め決められた時間だけ停留させる回路」を備えているのに対し、引用例１発明では、「スキャンジェネレータは、電子ビームがコリメーショングリッドの開口の前に直接に位置しないとき電子ビームは止め、わずか一つの開口が一定の瞬間にて相当量のＸ線を通過させる」ものである点。
 　 
４．判断 
（相違点１）について 
　引用例１には複数の検出器が略平面形状の検出器表面を形成するとの記載はないものの、Ｘ線の画像を撮影するための複数の検出器を備えたアレイを略平面形状を形成するように配置することは例示するまでもない技術常識であるといえる。 
　したがって、引用例１発明において、検出器素子のアレーを略平面形状を形成するように配置することは、当業者が適宜なし得たことである。 
 　 
（相違点２）について 
　Ｘ線を用いた走査型画像システムの技術分野において、検出器で測定する場合に、所定の長さの停留時間（dwell time)を必要とすることは、本願の優先権主張の日前に周知の技術である。
　一例として、特開平６−２６５４９０号には、「【００３１】【実施例】図１に示された装置は図面に概略的に示されている従来のＸ線取得システム１よりなう。本質的には、このシステム１は試験体３を配置する支持体２を具備している。試験体３の上方には電子ビ−ム発生源４が存在しており、エネルギ−分散Ｘ線検知器５は試験体３によって放出されたＸ線またはＸ線光子を受取るように配置されている。適当な検知システムはリンク・アナリティカル・リミテッド(Link Analytical Limited)によって製作されている「Link eXL」または「LinkISIS」である。上述した構成要素は通常は真空チャンバ（図示せず）内に収納されるであろう。電子ビ−ム発生源４を偏向させることができるが、それに代えて、支持体２を電子ビ−ムと相対的に移動させて、ビ−ムが試験体３を走査するようにしてもよい。典型的には、走査はコントロ−ラ６の制御のもとで行われる直交ラスタ走査であるであろう。
【００３２】検知器５は入来Ｘ線光子のエネルギ−に依存するアナログ信号を出力する。この場合には、検知器５は個々の光子を検知し、出力信号が各個々の光子のエネルギ−をその光子が受取られる順序で表わす。しかし、一連の出力信号を発生する低解像度の検知器を用いてもよく、その場合には、各信号は、発生源４からの電子ビ−ムが試験体３上の特定のピクセル位置に衝突するドエル時間の間に特定の強度範囲内で受取られたＸ線の平均エネルギ−を表わす。これについては後で説明する。」と記載されている。
　
　したがって、引用例１発明において、ビーム発生の過程において、「わずか一つの開口が一定の瞬間にて相当量のＸ線を通過させる」というように、所定の停留時間の設定を必要とする構成に対し、周知の停留時間を設定する技術を付加し、本願発明のように構成することは、当業者が容易に想到し得たことである。
 　 
 　そして、本願発明の効果は、引用例１の記載及び周知技術から当業者が予測できる範囲のものであって、格別なものであるとはいえない。 
 　 
５．請求人の主張について 
 　請求人は、審判請求書の請求の理由において、「本発明の特徴として注目すべきは画像再構成のためにストリング法によるデータ処理を使用すること」とし、「このような引用文献１に記載の発明は…最も望ましい手段のストリング法による演算処理を用いる画像再構成エンジンを見出した本願発明のＸ線画像システムと同一と見ることはできない。」と主張している。さらに、審尋に対する回答書において、本件審判請求人が主張する「ストリング法による演算処理に用いる画像再構成エンジン」は、本件特許請求の範囲第１項の下記、構成要件Ｉに記載の技術的事項そのものであると主張している。 
 「Ｉ．上記モニタは非連続に組み合わせる上記１群の電気出力に基づいて可視画像を生成する処理回路を備え、上記処理回路は上記一群の電気出力が画像再構成エンジンから出力される画素値として組み合わされ、可視画像を生成するように、画像再構成エンジンを備える画像システム。」 
　なお、平成２２年６月１日付け意見書では、進歩性に係る新たな主張は行っていない。
　
 　そこで、上記請求人の主張について検討すると、本願明細書の段落【０２０７】〜【０２１１】には、サブサンプリングによる画像再構成について記載されており、段落【０２１２】〜【０２３７】にはストリングを用いる整列方法を利用した画像再構成方法が記載されている。
　しかし、上記構成要件Ｉの「非連続に組み合わせる上記１群の電気出力」については、上記３．（８）にて説示したとおり、サブサンプリング法では、サンプリング比に応じて非連続に測定・出力するものであることから、
（ア）引用例１発明との間に構成上の差異がなく、
（イ）本願発明において、ストリングを用いる整列方法を利用した画像再構成を行うことについて何ら特定されていないことからみて、上記構成要件Ｉ及び関連する他の構成からみて、上記「ストリング法」に固有の構成が特定されているものとは言えず、引用例１発明との明確な差を見いだすことはできない。
　そして、上記においてすでに検討したとおり、引用例１発明は、上記構成要件Ｉの「処理回路」および「画像再構成エンジン」の機能を有するものである。 
　よって、上記主張は採用できない。
  　
６．むすび
 　以上のとおり、本願発明は、引用例１発明及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を受けることができないものである。 
 　 
　したがって、本願は、その他の請求項について検討するまでもなく、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。