【事件の表示】
　特願２０１７−２１９９５６「医用画像処理装置、医用画像処理装置に搭載可能なプログラム、及び医用画像処理方法」拒絶査定不服審判事件〔平成３０年　３月２２日出願公開、特開２０１８−　４３０２１、請求項の数（１０）〕について、次のとおり審決する。
【結　論】
　原査定を取り消す。
　本願の発明は、特許すべきものとする。
【理　由】
第１　手続の経緯
　本願は、平成２７年９月４日を出願日とする特願２０１５−１７４５９２号の一部を平成２９年１１月１５日に特願２０１７−２１９９５６号として新たな特許出願としたものであって、令和元年６月５日付けで拒絶理由が通知され、同年８月９日付けで意見書及び手続補正書が提出され、同年１１月２６日付けで拒絶理由が通知され、令和２年２月３日付けで意見書及び手続補正書が提出され、同年５月１２日付けで拒絶査定（以下「原査定」という。）されたところ、同年８月１８日に拒絶査定不服審判の請求がなされ、同時に手続補正がなされたものである。
第２　原査定の概要
　原査定の概要は次のとおりである。
　この出願の下記の請求項に係る発明は、その出願前に日本国内又は外国において、頒布された下記の刊行物に記載された発明又は電気通信回線を通じて公衆に利用可能となった発明に基いて、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。
　請求項　　　１〜１１
　引用文献等　１〜７
＜引用文献等一覧＞
１．WU Xiaoye et al.、Monochromatic CT Image Representation via Fast Switching Dual kVp、Proceedings of SPIE, Medical Imaging 2009: Physics of Medical Imaging、Vol. 7258、2009年3月13日、pp. 725845-1 - 725845-9
２．MATSUMOTO Kazuhiro et al.、Virtual Monochromatic Spectral Imaging with Fast Kilovoltage Switching: Improved Image Quality as Compared with That Obtained with Conventional 120-kVp CT、Radiology、Vol. 259、No. 1、2011年4月30日、pp. 257-262
３．特開２０１０−１２５３３１号公報
４．米国特許出願公開第２０１２／０２０１３４４号明細書
５．SUDARSKI Sonja et al.、Objective and Subjective Image Quality of Liver Parenchyma and Hepatic Metastases with Virtual Monoenergetic Dual-source Dual-energy CT Reconstructions: An Analysis in Patients with Gastrointestinal Stromal Tumor、Academic Radiology、Vol. 21、No. 4、2014年4月30日、pp.514-522
６．特開平３−１５７６３８号公報
７．特開平８−２４８５４１号公報
第３　本願発明
　本願の請求項１−１０に係る発明（以下、それぞれ「本願発明１」−「本願発明１０」という。）は、令和２年８月１８日提出の手続補正書により手続補正された特許請求の範囲の請求項１−１０に記載された事項により特定される発明であり、以下のとおりの発明である（下線は補正箇所を示す。）。
「【請求項１】
　Ｘ線ＣＴ装置によって互いに異なる２つの管電圧で撮像して得られた、被検体の同一断面における複数の医用画像を取得する取得手段と、
　前記取得手段で取得された前記複数の医用画像の同一座標の画素における、ＣＴ値と管電圧との相関関係を、
前記医用画像内の所定の信号以上の画素に対して
　ユーザから医用画像の強調度として、撮像に用いた前記２つの管電圧の間の範囲外の仮想管電圧を受け付ける受付手段と、
　前記受付手段で受け付けた前記仮想管電圧と前記相関関係算出手段で算出された相関関係とに基づいて、強調画像を構成する各画素におけるＣＴ値を特定し、当該強調画像を生成する生成手段と、
　前記生成手段で生成された前記強調画像を表示するように制御する表示制御手段と、
を備えることを特徴とする医用画像処理装置。
　【請求項２】
　前記受付手段は、撮像に用いた前記２つの管電圧の双方よりも小さい前記仮想管電圧を受け付ける請求項
１
　【請求項３】
　前記生成手段は、前記受付手段で受け付けた仮想管電圧に対応するＣＴ値を特定することを特徴とする請求項１
又は２
　【請求項４】
　前記被検体の同一断面における１つの医用画像を表示させる際のウィンドウ幅値及び／又はウィンドウレベル値を取得する表示条件取得手段を更に有し、
　前記表示制御手段は、前記表示条件取得手段で取得されたウィンドウ幅値及び／又はウィンドウレベル値を用いて得られたウィンドウ幅値及び／又はウィンドウレベル値で前記強調画像を表示するように制御することを特徴とする請求項１乃至
３
　【請求項５】
　前記表示条件取得手段で取得したウィンドウ幅値及び／又はウィンドウレベル値に対応する医用画像のＣＴ値平均値Ａとし、前記生成手段で特定された強調画像のＣＴ値平均値Ｂを算出する平均値算出手段と、を更に有し、
　前記表示制御手段は、前記表示条件取得手段で取得したウィンドウ幅値及び／又はウィンドウレベル値に、前記平均値算出手段で算出された前記ＣＴ値平均値Ｂ／前記ＣＴ値平均値Ａを乗じることにより得られたウィンドウ幅値及び／又はウィンドウレベル値で前記強調画像を表示するように制御することを特徴とする請求項
４
　【請求項６】
　前記複数の医用画像は、造影剤を被検体に投与した状態で撮像された画像であることを特徴とする請求項１乃至
５
　【請求項７】
　Ｘ線ＣＴ装置によって互いに異なる２つの管電圧で撮像して得られた、被検体の同一断面における複数の医用画像を取得する取得工程と、
　前記取得工程で取得された前記複数の医用画像の同一座標の画素における、ＣＴ値と管電圧との相関関係を、
前記医用画像内の所定の信号以上の画素に対して
　ユーザから医用画像の強調度として、撮像に用いた前記２つの管電圧の間の範囲外の仮想管電圧を受け付ける受付工程と、
　前記受付工程で受け付けた前記仮想管電圧と前記相関関係算出工程で算出された相関関係とに基づいて、強調画像を構成する各画素におけるＣＴ値を特定し、当該強調画像を生成する生成工程と、
　前記生成工程で生成された前記強調画像を表示するように制御する表示制御工程と、
を備えることを特徴とする医用画像処理方法。
　【請求項８】
　Ｘ線ＣＴ装置によって互いに異なる２つの管電圧で撮像して得られた、被検体の同一断面における複数の医用画像を記憶する記憶手段と通信可能に設けられた医用画像処理装置に搭載可能なプログラムであって、
　前記医用画像処理装置を、
　前記記憶手段から前記複数の医用画像を取得する取得手段と、
　前記取得手段で取得された前記複数の医用画像の同一座標の画素における、ＣＴ値と管電圧との相関関係を、
前記医用画像内の所定の信号以上の画素に対して
　ユーザから医用画像の強調度として、撮像に用いた前記２つの管電圧の間の範囲外の仮想管電圧を受け付ける受付手段と、
　前記受付手段で受け付けた前記仮想管電圧と前記相関関係算出手段で算出された相関関係とに基づいて、各画素におけるＣＴ値を特定し、当該ＣＴ値からなる強調画像を生成する生成手段と、
　前記生成手段で生成された前記強調画像を表示するように制御する表示制御手段と、
を備えることを特徴とするプログラム。
　【請求項９】
　Ｘ線ＣＴ装置によって互いに異なる２つの管電圧で撮像して得られた、被検体の同一断面における複数の医用画像を取得する取得手段と、
　前記取得手段で取得された前記複数の医用画像の同一座標の画素における、ＣＴ値と管電圧との相関関係を、
前記医用画像内の所定の信号以上の画素に対して
　ユーザから医用画像の強調度として、撮像に用いた前記２つの管電圧の間の範囲外の仮想管電圧を受け付ける受付手段と、
　前記受付手段で受け付けた前記仮想管電圧と前記相関関係算出手段で算出された相関関係とに基づいて、各画素におけるＣＴ値を特定し、当該ＣＴ値からなる強調画像を生成する生成手段と、
　前記生成手段で生成された前記強調画像を表示するように制御する表示制御手段と、
を備えることを特徴とする医用画像処理装置。
　【請求項１０】
　Ｘ線ＣＴ装置によって互いに異なる２つの管電圧で撮像して得られた、被検体の同一断面における複数の医用画像を取得する取得工程と、
　前記取得工程で取得された前記複数の医用画像の同一座標の画素における、ＣＴ値と管電圧との相関関係を、
前記医用画像内の所定の信号以上の画素に対して
　ユーザから医用画像の強調度として、撮像に用いた前記２つの管電圧の間の範囲外の仮想管電圧を受け付ける受付工程と、
　前記受付工程で受け付けた前記仮想管電圧と前記相関関係算出工程で算出された相関関係とに基づいて、各画素におけるＣＴ値を特定し、当該ＣＴ値からなる強調画像を生成する生成工程と、
　前記生成工程で生成された強調画像を表示するように制御する表示制御工程と、
を備えることを特徴とする医用画像処理方法。」
第４　引用文献の記載及び引用発明
１　引用文献１の記載
　原査定に引用された引用文献１には、図面とともに、次の記載がある（和訳は当審にて作成した。また、下線は当審にて付した。）。
（引１ａ）
「ABSTRACT
In a conventional X-ray CT system, where an object is scanned with a selected incident x-ray spectrum, or kVp, the reconstructed images only approximate the linear X-ray attenuation coefficients of the imaged object at an effective energy of the incident X-ray beam. The errors are primarily the result of beam hardening due to the polychromatic nature of the X-ray spectrum. Modem clinical CT scanners can reduce this error by a process commonly referred to as spectral calibration. Spectral calibration linearizes the measured projection value to the thickness of water. However, beam hardening from bone and contrast agents can still induce shading and streaking artifacts and cause CT number inaccuracies in the image.
In this paper, we present a dual kVp scanning method, where during the scan, the kVp is alternately switching between target low and high preset values, typically 80kVp and 140 kVp, with a period less than 1ms. The measured projection pairs are decomposed into the density integrals of two basis materials in projection space. The reconstructed density images are further processed to obtain monochromatic attenuation coefficients of the object at any desired energy. Energy levels yielding optimized monochromatic images are explored, and their analytical representations are derived.」
（和訳）
「要約
選択された入射X線スペクトル、すなわちkVp、で対象物がスキャンされる従来のX線CTシステムでは、再構成画像は、入射X線ビームの有効エネルギーにおける撮像対象物の線形X線減衰係数を近似するだけである。
この論文では、デュアルkVpスキャン方法を提示しており、この方法では、スキャン中に、kVpが、目標の低いプリセット値と高いプリセット値との間、典型的には80kVpと140kVpとの間、を1ms未満の期間で交互に切り替わる。測定された投影対は、投影空間における2つの基底物質の密度積分に分解される。再構成された密度画像は、任意の所望のエネルギーにおける対象物の単色減衰係数を得るためにさらに処理される。
（引１ｂ）
「2. MONOCHROMATIC IMAGE PRESENTATION
With basis material decomposition, the linear attenuation of the object can be expressed as,
 
where, μ, μ1 and μ2 are the attenuation coefficients of the object, the first and the second basis materials respectively. m1(x,y) and m2(x,y) are the equivalent density values of the imaged object represented by the first and second basis materials at coordinate (x, y). E is the photon energy. In equation (1), the unknown values m1(x,y) and m2(x,y) have no dependence of energy E.
In fast switching dual kVp, low kVp and a high kVp projections are interleaved during the acquisition. As a result, they incur a small angular offset relative to each other and are interpolated to the same angular positions as a pre-processing step. These paired projections are then decomposed into density integrals of the basis materials [3]. During the system calibration, the basis material decomposition functions are obtained. Each detector pixel has a unique function, due to the presence of up-stream beam filters. For a given detector pixel, the functional forms are denoted as, f1(p1,p2) and f2(p1,p2) for the first and second basis materials respectively, where p1, p2 are the measured projection values at low and high kVps, respectively. The decomposition functions and the line-integrals of the density images m1(x,y) and m2(x,y) have the following relationship:
The density images can be obtained using the standard tomographic reconstruction technique. The important feature of equation (2) is that there is no energy dependence in the integration. The energy-dependence of the attenuation coefficients  of  the  imaged  object  is  contained  in  the  mass  attenuation  coefficients  of  the  basis  materials. Unlike conventional X-ray CT imaging, where the images are prone to beam hardening artifacts, in dual kVp spectral imaging, the images are naturally free of beam hardening artifacts as illustrated in Figure 2. With the determination of the density images m1(x,y) and m2(x,y), and the known functional form of μ1(E) and μ2(E), the left side of equation (1) can be computed, yielding a set of new images, representing the characteristic of linear attenuation coefficients at various monochromatic energies [5]. The properties of these new images are discussed in the following sections.」
（和訳）
「2. 単色画像の提示
基底物質分解によれば、
対象物の線形減衰は次のように表すことができる。
ここで、μ、μ1及びμ2は、それぞれ対象物、第1の基底物質、及び、第2の基底物質の減衰係数である。m1(x,y)及びm2(x,y)は、座標(x,y)における第1及び第2の基底物質によって表される撮像対象物の等価な密度値である。Eは光子のエネルギーである。式(1)において、未知の値m1(x,y)及びm2(x,y)は、エネルギーEに依存しない。
高速スイッチングデュアルkVpでは、低kVp投影と高kVp投影とが取得中に交互に行われる。
次いで、これらの対になった投影は、基底物質の密度積分に分解される
所定の検出器ピクセルに対して、関数の形は、第1の基底物質及び第2の基底物質それぞれに対してf1(p1, p2)及びf2(p1, p2)として示され、ここでp1, p2は、それぞれ低kVp及び高kVpで測定された投影値である。密度画像m1(x,y)及びm2(x,y)の分解関数及び線積分は、以下の関係を有する：
密度画像は、標準的な断層撮影再構成技術を用いて得ることができる。式(2)の重要な特徴は、積分にエネルギー依存性がないということである。撮像対象物の減衰係数のエネルギー依存性は、基底物質の質量減衰係数に含まれる。
密度画像m1(x,y)及びm2(x,y)の決定、ならびにμ1(E)及びμ2(E)の既知の関数形を用いて、式(1)の左辺を計算し、様々な単色エネルギーにおける線形減衰係数の特性を表す新しい画像のセットを得ることができる
（引１ｃ）
「2.1  Formation of Monochromatic Images for Medical Application
In conventional medical CT, intrinsic values of the images are not directly displayed. Instead, they are normalized to the attenuation value of water, known as Hounsfield units (HU). The monochromatic image Immono at a given energy E can follow this tradition, expressed as,
where, μwater(E) is the linear coefficients of water.
By choosing water as the first basis material, equation (3) is simplified as,
The corresponding HU presentation is, (Immono(x, y, E)-1)・1000.
Equation (4) implies that given the density images, we can compute the monochromatic representation for energy E, and E may be selected to be any photon energy value for which the basis material decomposition theory holds, typically from 〜30keV to a few hundred keV. Figure 3 presents a material basis pair computed from projection data obtained at 80 kVp and 140 kVp, and a 75keV monochromatic image formed from the material density images using equation (4).
・・・
In medical imaging, tissue contrast can be enhanced with low energy photons at a cost of reduced patient penetration and increased image noise. Given the paired material density representation of the data, monochromatic representation of the image may be computed for a range of energies. For monochromatic representation, the tissue-contrast energy dependence behaves as expected in the traditional manner, and the noise characteristic of the images at different energy E can be derived analytically.」
（和訳）
「2.1 医療用単色画像の形成
従来の医療用CTでは、画像の固有の値は直接表示されない。代わりに、それらは水の減衰値に正規化され、これはハウンスフィールド単位(HU)として知られる。所定のエネルギーEにおける単色画像Immonoは、この伝統に従うことができ、以下のように表される。
ここで、μwater(E)は水の線形係数である。  
第1の基底材料として水を選択することにより、式(3)は次のように簡略化される。
対応するHUでの表現は、(Immono(x, y, E)-1)・1000である。
式(4)は、密度画像が与えられると、エネルギーEでの単色表現を計算することができ、Eは、基底物質分解理論が成り立つ任意の光子エネルギー値、典型的には約30keVから数百keV、であるように選択することができる、ということを意味する。図3は、80kVp及び140kVpで得られた投影データから計算された物質基底の対と、式(4)を用いて物質密度画像から形成された75keV単色画像とを示す。
・・・
医用撮像では、低エネルギー光子を用いて組織コントラストを向上させることができるが、患者の透過が減少し、画像ノイズが増大する。
（引１ｄ）
「
Fig. 3. (a) water density image, (b) Iodine density image, and (c) monochromatic image at 75keV. ・・・」
（和訳：図の注のみ）
「図3 (a) 水の密度画像、(b) ヨウ素の密度画像、(c) 75keVでの単色画像。・・・」
（引１ｅ）
「
Fig. 4. illustrates the noise appearance as the monochromatic images vary the energy value from simulated data. It is evident that noise is higher at both low and high keV values. In this case, the minimum noise appears at approximately 70keV.」
（和訳：図の注のみ）
「
図4は、単色画像がシミュレートされたデータからエネルギー値を変化させたときのノイズの外観を示す。
２　引用発明
（１）上記（引１ａ）の「選択された入射X線スペクトル、すなわちkVp、で対象物がスキャンされる従来のX線CTシステム」、及び、「この論文では、デュアルkVpスキャン方法を提示しており、」という記載から、引用文献１は「X線CTシステム」における「デュアルkVpスキャン方法を提示」するものといえる。
（２）上記（引１ａ）の「この論文では、デュアルkVpスキャン方法を提示しており、この方法では、スキャン中に、kVpが、目標の低いプリセット値と高いプリセット値との間、典型的には80kVpと140kVpとの間、を1ms未満の期間で交互に切り替わる。」及び（引１ｂ）の「高速スイッチングデュアルkVpでは、低kVp投影と高kVp投影とが取得中に交互に行われる。」という記載から、引用文献１の「X線CTシステム」では、低kVpと高kVp、典型的には80kVpと140kVp、にて投影が行われるといえる。
（３）上記（引１ｂ）の「次いで、これらの対になった投影は、基底物質の密度積分に分解される」、「所定の検出器ピクセルに対して、関数の形は、第1の基底物質及び第2の基底物質それぞれに対してf1(p1,p2)及びf2(p1,p2)として示され、ここでp1, p2は、それぞれ低kVp及び高kVpで測定された投影値である。密度画像m1(x,y)及びm2(x,y)の分解関数及び線積分は、以下の関係を有する：・・・密度画像は、標準的な断層撮影再構成技術を用いて得ることができる。」という記載から、引用文献１の「X線CTシステム」は、「低kVp」と「高kVp」で行われた「投影」から、「密度画像m1(x,y)及びm2 (x,y)」を得るものと認められる。
（４）上記（引１ｂ）の
「
ここで、μ、μ1及びμ2は、それぞれ対象物、第1の基底物質、及び、第2の基底物質の減衰係数である。」、「密度画像m1(x,y)及びm2(x,y)の決定、ならびにμ1(E)及びμ2(E)の既知の関数形を用いて、式(1)の左辺を計算し、様々な単色エネルギーにおける線形減衰係数の特性を表す新しい画像のセットを得ることができる」という記載、及び、（引１ｃ）の「所定のエネルギーEにおける単色画像Immonoは、この伝統に従うことができ、以下のように表される。
ここで、μwater(E)は水の線形係数である。  」という記載から、引用文献１の「X線CTシステム」は、得られた「密度画像m1(x,y)及びm2(x,y)」と第1の基底物質、及び、第2の基底物質の減衰係数である「μ1(E)及びμ2(E)」の「既知の関数形」から、「所定のエネルギーEにおける単色画像Immono」を得るものと認められる。
（５）図3,4には、「単色画像」が示されていることから、引用文献１の「X線CTシステム」は、得られた「所定のエネルギーEにおける単色画像Immono」を表示することができるものと認められる。
（６）上記（１）〜（５）を踏まえると、上記引用文献１には、以下の発明（以下「引用発明１」という。）が記載されていると認められる。
「デュアルkVpスキャンを行う医療用X線CTシステムであって、
　低kVpと高kVp、典型的には80kVpと140kVp、にて投影が行われ、低kVpと高kVpで行われた投影から、座標(x, y)における第1及び第2の基底物質によって表される対象物の密度画像m1(x,y)及びm2(x,y)を標準的な断層撮影再構成技術を用いて得て、密度画像m1(x,y)及びm2(x,y)はエネルギーEに依存せず、
　密度画像m1(x,y)及びm2(x,y)と、第1の基底物質及び第2の基底物質の減衰係数であるμ1(E)及びμ2(E)の既知の関数形から、所定のエネルギーEにおける単色画像Immono(x, y, E)を得て、ここで、Eは、基底物質分解理論が成り立つ任意の光子エネルギー値、典型的には約30keVから数百keV、であるように選択することができ、単色画像Immonoに対応するハウンスフィールド単位(HU)での表現は、(Immono(x, y, E)-1)・1000であり、
　得られた単色画像Immono(x, y, E)を表示する、
　医療用X線CTシステム。」
３　引用文献２
（１）原査定に引用された引用文献２には、図面とともに、次の記載がある（和訳は当審にて作成した。下線は当審にて付した。）。
（引２ａ）
（第257頁）
「Purpose: To compare image quality obtained in phantoms with virtual monochromatic spectral (VMS) imaging with that obtained with conventional 120-kVp computed tomography (CT) for a given radiation dose.」
（和訳）
「目的:
仮想単色スペクトル(VMS)イメージング
（引２ｂ）
「
Figure 4: Graph shows mean CT number and corresponding standard deviation of each syringe on VMS and 120-kVp CT images. CT numbers were higher on lower-energy VMS images. As x-ray energy for VMS imaging increased, the CT number of each syringe decreased.」
（和訳：図の注のみ）
「図4：グラフは、VMSおよび120-kVp CT画像上の各シリンジのCT値の平均および標準偏差を示す。
CT値は、低エネルギーVMS画像でより高かった。
（２）上記（引２ｂ）には、「CT値は、低エネルギーVMS画像でより高」いという点が記載されているところ、図4から、異なるシリンジについてのCT値の差も低エネルギーVMS画像でより大きくなることが見てとれる。
（３）上記（１）、（２）から、引用文献２には「仮想単色スペクトル(VMS)イメージングにおいて、CT値及びCT値の差は低エネルギーのVMS画像でより大きくなる」という技術的事項が記載されているといえる。
４　引用文献３
　原査定に引用された引用文献３には、次の記載がある（下線は当審にて付した。）。
「【００２１】
　図１は、本テクノロジーの一実施形態により使用される方法１００を表した流れ図である。１０２において、デュアルエネルギーデータが受け取られる。例えば、例えば
デュアルエネルギーデータを収集するＣＴシステム
・・・
【００２３】
　１０６において、デュアルエネルギー表示が自動的に調整される。例えば、本テクノロジーのある種の実施形態は、
単波長画像を表示するウィンドウの自動調整を提供し、様々なエネルギーレベルでの画像の表示を可能としている。
５　引用文献４
　原査定に引用された引用文献４には、図面とともに、次の記載がある（和訳は当審にて作成した。また、下線は当審にて付した。）。
（引４ａ）
「[0038] The adaptation of the greyscale windowing is explained using the graph of FIG. 2. In the diagram, CT values are plotted over values for the tube voltage of the x-ray tube 6 of the computer tomography apparatus 1. The greyscale windowing across all potentially suitable tube voltages is illustrated by the curves 30 and 31. The curve 31 indicates at which CT values the grey value black is associated via the tube voltage, the curve 31 shows at which CT values the grey value white is assigned via the tube voltage. Therefore, the greyscale windowing or the greyscale window, namely the width WW,ref of the greyscale windowing between the grey values black and white, is apparent from the graph. Furthermore, a central value WZ,ref is apparent from the graph for the reference tube voltage kVref. The central value WZ,ref can be (but does not have to be) the center value of the greyscale windowing.
・・・
[0041] The width WW,acq of the greyscale windowing or the acquisition tube voltage kVacq is finally determined automatically as follows by means of the computer 12: ・・・」
（和訳）
「[0038] グレースケールウィンドウ処理の適応は、図2のグラフを使用して説明される。この図では、コンピュータ断層撮影装置1のX線管6の管電圧の値に対してCT値がプロットされている。全ての潜在的に適切な管電圧にわたるグレースケールウィンドウは、曲線30及び31によって示される。曲線31は、どのCT値にグレー値「黒」が管電圧を介して割り当てられるかを示し、曲線31は、どのCT値にグレー値「白」が管電圧を介して割り当てられるかを示す。したがって、グレースケールウィンドウ、すなわち、グレー値「黒」と「白」との間のグレースケールウィンドウの幅WW,refは、グラフから明らかである。さらに、中心値WZ,refは、基準管電圧kVrefのグラフから明らかである。中央値WZ,refは、グレースケールウィンドウの中央値とすることができる(しかし、そうである必要はない)。
・・・
[0041] 
グレースケールウィンドウの幅WW,acqまたは取得管電圧kVacqは、コンピュータ12によって以下のように最終的に自動的に決定される
（引４ｂ）
「FIG 2
」
６　引用文献３，４の記載事項
　上記引用文献３，４の記載から、「Ｘ線ＣＴ装置において、画像を表示するウインドウの自動調整を行うこと」は、本願の原出願の出願前に周知の事項であったと認められる。
７　引用文献５
（１）原査定に引用された引用文献５には、次の記載がある（和訳は当審にて作成した。下線は当審にて付した。）。
（第515頁）
「Image Acquisition
Patients underwent contrast-enhanced DECT of the abdomen performed on a 64-slice dual-source CT system (Somatom Definition; Siemens Healthecare Sector, Forchheim, Germany). ・・・　Contrast enhancement was achieved by injection of 105 mL of nonionic iodinated contrast material (400 mg/mL iomeprol; Iomeron, Bracco, Milan, Italy) via an automated dual-syringe power injector (Stellant D CT Injection System, MEDRAD Inc., Warrendale, PA) at a flow rate of 2.5 mL/s.　・・・」
（和訳）
「
患者は、
CTシステム
で行われる腹部のコントラスト増強DECTを受けた。
造影材料
を
注入することにより、造影増強を達成した。
（２）上記（１）から、引用文献５には「CTシステムによる撮像時に、造影剤を用いること」という技術的事項が記載されているといえる。
８　引用文献６の記載
　原査定に引用された引用文献６には、次の記載がある（下線は当審にて付した。）。
（第５頁右下欄第１５行−第６頁左上欄第４行）
「（作用および効果）
　本発明の放射線画像情報記録読取再生方法は、マーカーの位置を検出する先読みを行ない、この先読みにより検出されたマーカーの位置を使用して位置合せを行なうのでエネルギーサブトラクションや重ね合せにおいて正確な位置合せができる上、
本読みは
周辺部を除いた画像領域についてのみ行なうので、本読みの時間や、画像処理の時間が短縮され、再生もマーカーより内側の画像領域についてのみ行なわれるので無駄がなく、画像も見やすい画像が得られる。
９　引用文献７の記載
　原査定に引用された引用文献７には、次の記載がある（下線は当審にて付した。）。
「【００６５】このように本発明による放射線画像処理方法および装置は、表示された放射線画像に所望とする領域を設定し、この
設定された所望とする領域内の画像についてのみ複数の画像間でエネルギーサブトラクション処理を施して表示手段に表示するようにしたため、演算に長時間を要するエネルギーサブトラクション処理を、必要とされる領域についてのみ施せばよくなるため、エネルギーサブトラクション処理行う場合であっても、放射線画像全体に処理を施すものと比較して演算時間を短縮することができる。
１０　引用文献６，７の記載事項
　上記引用文献６，７の記載から、「放射線画像を処理するにあたり、一部の領域のみを画像処理することによって、画像処理の時間を短縮すること」は、本願の原出願の出願前に周知の事項であったと認められる。
１１　引用文献８の記載
　当審が発見した特開昭６３−２２１４８８号公報（以下、「引用文献８」という。）には、次の記載がある（下線は当審にて付した。）。
（第６頁左上欄第９行−右上欄第５行）
「（２）領域検出装置
　領域検出装置２は、大きく分けて、関心領域検出手段６と画像補正手段７と画像強調手段４と領域探査手段５とから成る。
　領域検出装置２は、デジタルＸ線画像から、極端に偏平でない一定の広がりを有した形状をした濃淡領域、即ち、癌病巣を検出する装置である。
　（ａ）関心領域検出手段
　
関心領域検出手段６は、処理速度を向上させるために、処理の対象領域を制限するための装置
　
乳房部は、Ｘ線画像において、背景に比べれば明るいため、一定の閾値（背景よりやや明るい値）を設定して、デジタルＸ線画像を判定すれば、乳房部を構成する画素のアドレスを検出することができる。
１２　引用文献９の記載
　当審が発見した特開２０１３−１１６２１３号公報（以下、「引用文献９」という。）には、次の記載がある（下線は当審にて付した。）。
「【００１３】
　本発明では，
少なくとも２種類の被写体のうち所定の被写体を包含する領域を計算により求め、この領域内についてＣＴ画像を生成するため、少ない計算量で、逐次近似再構成手法により高精度なＣＴ画像を得ることができる。
・・・
【０１２３】
　つぎに、
画像識別機能１６４は，計算したＣＴ画像λ（ｊ）の画素について、空気の画素と空気以外の撮影対象の画素とに識別する。識別方法は，公知である閾値判定や領域拡張法等の画像処理技術を利用する。例えば，本実施例では、閾値ＴＨ＝−９５０［ＨＵ］とし、ＣＴ値が閾値ＴＨ未満の画素をＦＯＶ２１１内の空気の領域２１５の画素，閾値ＴＨ以上を撮影対象（被検体６と寝台５）の画素と判定する。
１３　引用文献８，９の記載事項
　上記引用文献８，９の記載から、「Ｘ線デジタル画像やＸ線ＣＴ画像において、画像処理の速度を向上させるために撮影対象の画素を識別すること、及び、当該識別のために閾値以上の値を有する画素を撮影対象の画素とすること」は、本願の原出願の出願前に周知の事項であったと認められる。
１４　引用文献１０の記載
　当審が発見した特開２０１２−２４５２３５号公報（以下、「引用文献１０」という。）には、次の記載がある（下線は当審にて付した。）。
「【００３４】
　
Ｘ線ＣＴデュアルエネルギー撮影
・・・
【００３７】
　ここでは、一例として、
第１Ｘ線管電圧Ｖ１を８０ｋＶｐとし、第２Ｘ線管電圧Ｖ２を１４０ｋＶｐとする。
１５　引用文献１１の記載
　当審が発見した特開２０１４−０６１２８７号公報（以下、「引用文献１１」という。）には、次の記載がある（下線は当審にて付した。）。
「【技術分野】
【０００１】
　
本発明の実施形態は、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置、高電圧発生装置、及び放射線画像診断装置に関する。
・・・
【００４３】
　・・・
管電圧を高速に切り替える方式としては、ビュー毎に第１の管電圧値と第２の管電圧値とを切替えるｆａｓｔ−ｋＶｐが知られている。
低管電圧値と高管電圧値とは如何なる値でも良いが、例えば、Ｄｕａｌ−Ｅｎｅｒｇｙスキャンに適切な８０ｋＶｐ及び１４０ｋＶｐ等の組み合わせが可能である。
１６　引用文献１０，１１の記載事項
　上記引用文献１０，１１の記載から、「Ｘ線ＣＴ装置において、ｋＶｐとは管電圧のことを指す」ということは、本願の原出願の出願前に周知の事項であったと認められる。
第５　対比・判断
１　本願発明１について
（１）対比
ア　本願発明１の「取得手段」に関する構成について
（ア）引用発明は「低kVp」と「高kVp」にて「投影」を行い、「低kVp」と「高kVp」で行われた「投影」から、「密度画像m1(x,y)及びm2(x,y)を得」るものである。
（イ）上記「第４」の「１６」にて述べたように「Ｘ線ＣＴ装置において、ｋＶｐとは管電圧のことを指す」から、引用文献の「低kVp」と「高kVp」は、本願発明１の「互いに異なる２つの管電圧」に相当する。
（ウ）引用発明の「密度画像m1(x,y)及びm2(x,y)」は、「医療用X線CTシステム」を用いて得られる「画像」であるから、本願発明１の「医用画像」に相当する。また、引用発明の「投影」は「密度画像」を得るためのものであるから、本願発明１の「撮像」に相当する。
（エ）引用発明の「対象物」は本願発明１の「被検体」に相当する。
（オ）「密度画像m1(x,y)及びm2(x,y)」は、両者の「密度画像」を用いて「所定のエネルギーEにおける単色画像Immono」を得ることに鑑みれば、「対象物の同一断面における」画像であるといえる。
（カ）引用発明は「医療用X線CTシステム」であるところ、「密度画像m1(x,y)及びm2(x,y)」や「所定のエネルギーEにおける単色画像Immono」を得るための「投影」を行う装置を有するといえ、この「装置」が、本願発明１の「Ｘ線ＣＴ装置」に相当する。また、引用発明は「所定のエネルギーEにおける単色画像Immono」を得るために「密度画像m1(x,y)及びm2(x,y)」を取得する必要があるところ、そのための手段が、本願発明１「取得手段」に相当する。
イ　本願発明１の「受付手段」に関する構成について
（ア）引用発明において「所定のエネルギーEにおける単色画像Immono」を得るにあたり、「Eは、基底物質分解理論が成り立つ任意の光子エネルギー値、典型的には約30keVから数百keV、であるように選択することができ」るものである。ここで、引用発明の「所定のエネルギーE」が、本願発明１の「仮想管電圧」に相当する。
（イ）引用発明では、「所定のエネルギーE」を選択することができるところ、引用発明はEの値を選択することにより受け付ける手段を有することが明らかであるから、当該手段が、本願発明１の「ユーザから」「仮想管電圧を受け付ける受付手段」に相当する。
（ウ）上記（引１ｃ）及び（引１ｄ）には、「80kVp及び140kVpで得られた投影データ」を用いて「75keV単色画像」を得ることが記載されている。75keVは80keV〜140keVの範囲外の値であるから、引用発明は「所定のエネルギーE」として「撮像に用いた前記２つの管電圧の間の範囲外の」値を受け付けるものであると認められる。
ウ　本願発明１の「生成手段」に関する構成について
（ア）引用発明は、「低kVpと高kVpで行われた投影から、座標(x, y)における第1及び第2の基底物質によって表される対象物の密度画像m1(x,y)及びm2(x,y)を標準的な断層撮影再構成技術を用いて得て、密度画像m1(x,y)及びm2(x,y)はエネルギーEに依存せず、密度画像m1(x,y)及びm2(x,y)と、第1の基底物質及び第2の基底物質の減衰係数であるμ1(E)及びμ2(E)の既知の関数形から、所定のエネルギーEにおける単色画像Immono(x, y, E)を得」るものである。
　そして、単色画像Immonoに対応するハウンスフィールド単位(HU)での表現は、(Immono(x, y, E)-1)・1000であり、ハウンスフィールド単位(HU)とは本願の発明の詳細な説明の【００１６】に「一方ＣＴ値は、水のＸ線減衰率を０ＨＵ、空気のＸ線減衰率を−１０００と定義し、これらに対する各物質のＸ線減衰度の相対値を表したものであるため、身体を撮像した際に取得されるＣＴ値は約-１００ＨＵから３０００ＨＵという幅を持つことになる。」と記載されているように、ＣＴ値のことであるから、引用発明において「単色画像Immono(x, y, E)」を得ることは、選択された「所定のエネルギーE」と「密度画像m1(x,y)及びm2(x,y)」に基づいて「単色画像Immono(x, y, E)」を構成する各画素におけるＣＴ値を特定することにあたる。そして、引用発明の「所定のエネルギーE」に基づいて「単色画像Immono(x, y, E)」を構成する各画素におけるＣＴ値を特定することが、本願発明１の「仮想管電圧」「に基づいて、強調画像を構成する各画素におけるＣＴ値を特定」することに相当する。
（イ）よって、本願発明１の「受付手段で受け付けた」「仮想管電圧と前記相関関係算出手段で算出された相関関係とに基づいて、強調画像を構成する各画素におけるＣＴ値を特定し、当該強調画像を生成する生成手段」と、引用発明の「低kVpと高kVpで行われた投影から、座標(x, y)における第1及び第2の基底物質によって表される対象物の密度画像m1(x,y)及びm2(x,y)を標準的な断層撮影再構成技術を用いて得て、密度画像m1(x,y)及びm2(x,y)はエネルギーEに依存せず、密度画像m1(x,y)及びm2(x,y)と、第1の基底物質及び第2の基底物質の減衰係数であるμ1(E)及びμ2(E)の既知の関数形から、所定のエネルギーEにおける単色画像Immono(x, y, E)を得」るための手段とは、「受付手段で受け付けた」「仮想管電圧」に基づいて、「強調画像を構成する各画素におけるＣＴ値を特定し、当該強調画像を生成する生成手段」という点で共通する。
エ　本願発明１の「表示制御手段」に関する構成について
　引用発明は、「得られた単色画像Immono(x, y, E)を表示する」ものであるから、本願発明１の「生成された」「強調画像を表示するように制御する表示制御手段」に相当する手段を有するといえる。
オ　以上のことから、本願発明１と引用発明とは、次の点で一致し、次の点で相違する。
　【一致点】
「Ｘ線ＣＴ装置によって互いに異なる２つの管電圧で撮像して得られた、被検体の同一断面における複数の医用画像を取得する取得手段と、
　ユーザから撮像に用いた前記２つの管電圧の間の範囲外の仮想管電圧を受け付ける受付手段と、
　前記受付手段で受け付けた前記仮想管電圧に基づいて、強調画像を構成する各画素におけるＣＴ値を特定し、当該強調画像を生成する生成手段と、
　前記生成手段で生成された前記強調画像を表示するように制御する表示制御手段と、
を備えることを特徴とする医用画像処理装置。」
　【相違点１】
　本願発明１は「取得手段で取得された」「複数の医用画像の同一座標の画素における、ＣＴ値と管電圧との相関関係を、前記医用画像内の所定の信号以上の画素に対して算出する相関関係算出手段」を有し、「生成手段」が「受付手段で受け付けた」「仮想管電圧」と「前記相関関係算出手段で算出された相関関係」とに基づいて、「強調画像を構成する各画素におけるＣＴ値を特定」するのに対し、引用発明は「相関関係算出手段」を有さず、「所定のエネルギーEにおける単色画像Immono(x, y, E)を得」るための手段は「所定のエネルギーE」と「密度画像m1(x,y)及びm2(x,y)」に基づいて「単色画像Immono(x, y, E)」を構成する各画素におけるＣＴ値を特定する点。
　【相違点２】
　本願発明１の「受付手段」は、「仮想管電圧」を「医用画像の強調度として」受け付けるものであるのに対し、引用発明の「所定のエネルギーE」は画像の強調度ではない点。
（２）判断
　上記相違点１について検討する。
ア　引用発明の「密度画像m1(x,y)及びm2(x,y)」は「対象物の密度」の画像であるから「ＣＴ値」を有さず、また、エネルギーEに依存しないものである。そのため、引用発明の「密度画像m1(x,y)及びm2(x,y)」について、「同一座標の画素における、ＣＴ値と管電圧との相関関係」を「算出する」ことはできない。
　また、引用発明は「所定のエネルギーE」と「密度画像m1(x,y)及びm2(x,y)」に基づいて「単色画像Immono(x, y, E)」を構成する各画素におけるＣＴ値を特定するものであり、「単色画像Immono(x, y, E)」を生成するにあたり「ＣＴ値」を有する「医用画像」を取得する必要がないことに鑑みれば、引用発明において「所定のエネルギーE」と「密度画像m1(x,y)及びm2(x,y)」に基づいて「単色画像Immono(x, y, E)」を構成する各画素におけるＣＴ値を特定することに代えて、「複数の」「ＣＴ値」を有する「医用画像の同一座標の画素における、ＣＴ値」と「所定のエネルギーE」との「相関関係」を算出し、「所定のエネルギーE」と「相関関係」とに基づいて、「強調画像を構成する各画素におけるＣＴ値を特定」するように構成することが、当業者が容易に想到しうることとはいえない。
イ　また、引用文献２−１１のいずれにも、「複数の医用画像の同一座標の画素における、ＣＴ値と管電圧との相関関係を、前記医用画像内の所定の信号以上の画素に対して算出する相関関係算出手段」を有する点、及び、「仮想管電圧」と「前記相関関係算出手段で算出された相関関係」とに基づいて、「強調画像を構成する各画素におけるＣＴ値を特定」するという点は記載されていない。
ウ　よって、引用文献２−１１に記載された技術的事項に基づいて、引用発明において「複数の医用画像の同一座標の画素における、ＣＴ値と管電圧との相関関係を、前記医用画像内の所定の信号以上の画素に対して算出する相関関係算出手段」を設け、「所定のエネルギーE」と「相関関係」とに基づいて、「強調画像を構成する各画素におけるＣＴ値を特定」するように構成することは、当業者が容易に想到しうることとはいえない。
（３）小括
　したがって、他の相違点について検討するまでもなく、本願発明１は、当業者であっても、引用発明及び引用文献２−１１に記載された技術的事項に基づいて容易に発明できたものとはいえない。
２　本願発明２−６について
　本願発明２−６も、本願発明１の「複数の医用画像の同一座標の画素における、ＣＴ値と管電圧との相関関係を、前記医用画像内の所定の信号以上の画素に対して算出する相関関係算出手段」、及び、「仮想管電圧」と「前記相関関係算出手段で算出された相関関係」とに基づいて、「強調画像を構成する各画素におけるＣＴ値を特定」するという構成と同一の構成を備えるものであるから、上記「１」と同様の理由により、当業者であっても、引用発明及び引用文献２−１１に記載された技術的事項に基づいて容易に発明できたものとはいえない。
３　本願発明７，８について
　本願発明７，８は、それぞれ、本願発明１に対応する方法及びプログラムの発明であり、本願発明１の「複数の医用画像の同一座標の画素における、ＣＴ値と管電圧との相関関係を、前記医用画像内の所定の信号以上の画素に対して算出する相関関係算出手段」、及び、「仮想管電圧」と「前記相関関係算出手段で算出された相関関係」とに基づいて、「強調画像を構成する各画素におけるＣＴ値を特定」するという構成にそれぞれ対応する構成を備えるものであるから、上記「１」と同様の理由により、当業者であっても、引用発明及び引用文献２−１１に記載された技術的事項に基づいて容易に発明できたものとはいえない。
４　本願発明９について
　本願発明１の「生成手段」は「受付手段で受け付けた前記仮想管電圧と前記相関関係算出手段で算出された相関関係とに基づいて、強調画像を構成する各画素におけるＣＴ値を特定し、当該強調画像を生成する」ものであるのに対し、本願発明９の「生成手段」は「受付手段で受け付けた前記仮想管電圧と前記相関関係算出手段で算出された相関関係とに基づいて、各画素におけるＣＴ値を特定し、当該ＣＴ値からなる強調画像を生成する」ものであり、また、本願発明９は「生成手段」を除いて本願発明１と同一の構成を備える「医用画像処理装置」である。
　そして、本願発明９と本願発明１の「生成手段」は、ともに「仮想管電圧」と「相関関係算出手段で算出された相関関係とに基づいて」、「強調画像」の「各画素におけるＣＴ値を特定」するものであるから、上記「１」と同様の理由により、本願発明９は当業者であっても、引用発明及び引用文献２−１１に記載された技術的事項に基づいて容易に発明できたものとはいえない。
５　本願発明１０について
　本願発明１０は、本願発明９に対応する方法の発明であるから、上記「１」と同様の理由により、当業者であっても、引用発明及び引用文献２−１１に記載された技術的事項に基づいて容易に発明できたものとはいえない。
第６　原査定について
　上記「第５」のとおり、本願発明１−１０は、原査定における引用文献１−７に基づいて当業者が容易に発明できたものではないから、原査定を維持することはできない。
第７　むすび
　以上のとおり、原査定の理由によって、本願を拒絶することはできない。
　また、他に本願を拒絶すべき理由を発見しない。
　よって、結論のとおり審決する。