【事件の表示】
　特願２０１５−　４２９２７「Ｘ線ＣＴ装置及びＸ線検出器」拒絶査定不服審判事件〔平成２７年１０月　５日出願公開、特開２０１５−１７３９８０、請求項の数（９）〕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
　本件出願（以下「本願」と記す。）は、２０１５年３月４日（パリ条約による優先権主張　２０１４年３月１４日　米国）の出願であって、平成３０年１２月４日付けで拒絶理由が通知され、平成３１年１月２２日に意見書及び手続補正書が提出され、令和元年６月１２日付けで拒絶理由が通知され、同年８月２３日に意見書及び手続補正書が提出され、同年１１月２７日付けで拒絶理由が通知され、令和２年１月２８日に意見書及び手続補正書が提出され、同年４月１５日付けで拒絶査定されたところ、同年７月２８日に拒絶査定不服審判の請求がなされるとともに同時に手続補正がなされ、当審にて同年１１月９日付けで拒絶理由が通知され、令和３年１月７日に手続補正書が提出されたものである。
第２　原査定の概要及び当審拒絶理由の概要
　原査定（令和２年４月１５日付け拒絶査定）の概要は次のとおりである。
　本願の請求項１ないし９に係る発明は、以下の引用文献１ないし６に記載された発明に基づいて、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（以下「当業者」という。）が容易に発明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。
引用文献等一覧
１.特開２００６−１０１９２６号公報
２.特開２０１３−３９３０６号公報
３.特表２０１０−５１１１６９号公報
４.米国特許出願公開第２００６／０１０９９４９号明細書
５.米国特許出願公開第２００７／００７６８４２号明細書
６. Jurgen Giersch et al.、The influence of energy weighting on X-ray imaging quality、Nuclear Instruments and Methods in Physics Research A、Volume 531、2004年9月21日、pp. 68-74 
　当審拒絶理由（令和２年１１月９日付け拒絶理由）の概要は次の通りである。
　本件出願は、特許請求の範囲の記載が下記の点で不備のため、特許法第３６条第６項第２号に規定する要件を満たしていない。　　　　　　　　　　　　　　　　記
　本願発明１には、「前記複数のデータ収集装置のぞれぞれは、」という発明特定事項があるが、前記発明特定事項における「ぞれぞれ」が何を指すのか不明である。（「それぞれ」の誤記とも思われる。）以上のことから、本願発明１は明確でない。また本願発明１を引用する本願発明２ないし８も同様の理由で明確でない。
第３　本願発明
　本願の請求項１ないし９に係る発明（以下、それぞれ「本願発明１」ないし「本願発明４」という。）は、令和３年１月７日付けの手続補正で補正された特許請求の範囲の請求項１ないし９に記載された事項により特定される発明であり、本願発明１は以下のとおりの発明である。（下線は補正箇所を表す。）
「【請求項１】
　Ｘ線源から照射されたＸ線光子を検出し、検出したＸ線光子のエネルギーに応じた出力信号を出力する光子計数型検出器と、
　複数のデータ収集装置と、
　前記複数のデータ収集装置のいずれかによって算出された加算値に基づいて、Ｘ線ＣＴ画像を再構成する再構成部とを備えるＸ線ＣＴ装置であって、
　前記複数のデータ収集装置の
そ
　前記出力信号からデジタル信号を生成するアナログ−デジタル変換回路と、
　前記Ｘ線光子のエネルギーレベルに対応する重みであって、前記複数のデータ収集装置のそれぞれで異なる重みを記憶するルックアップテーブルと、
　リアルタイムで前記アナログ−デジタル変換回路から出力された前記デジタル信号を解析して、前記Ｘ線光子のエネルギーレベルを決定し、前記エネルギーレベルに基づいて検出された前記Ｘ線光子ごとに前記重みを前記ルックアップテーブルから取得することにより決定し、前記Ｘ線光子ごとに決定した前記重みを合計して前記加算値を算出するデジタル処理回路とを備え、
　前記ルックアップテーブルは、軟組織に適した重み、骨に適した重み、及び造影剤存在下に適した重みを、前記異なる重みとして記憶する、Ｘ線ＣＴ装置。」
　なお、本願発明２ないし９の概要は以下のとおりである。
　
　本願発明２ないし８は、本願発明１を減縮した発明である。
　本願発明９は、本願発明１の「前記複数のデータ収集装置のいずれかによって算出された加算値に基づいて、Ｘ線ＣＴ画像を再構成する再構成部とを備える」という発明特定事項を削除し、名称を「Ｘ線ＣＴ装置」から「Ｘ線検出器」に変更した発明である。
第４　引用文献、引用発明等
１．引用文献１について
（１）原査定の拒絶の理由に引用文献１として引用された、本願の優先日前である平成１８年（２００６年）４月２０日に頒布された刊行物である「特開２００６−１０１９２６号公報」（以下「引用例１」という。）には、図面とともに、以下の技術事項が記載されている。（下線は当審が付与した。以下同様。）
　
　ア　「【０００１】
　本発明は、
Ｘ線ＣＴスキャナ
診断対象から透過してきた放射線を光子（粒子）と見做してその光子数を計数する光子計数型（フォトンカウンティング型）の検出器を備え、その検出信号に基づいて画像を生成する放射線画像診断装置
　
　イ　「【００１４】
　（第１の実の施形態）
　図１〜図８を参照して、本発明に係る第１の実施の形態を説明する。
【００１５】
　本実施形態では、本発明に係る
放射線画像診断装置はＸ線ＣＴ（Computed Tomography）スキャナ
【００１６】
　図１には、このＸ線ＣＴスキャナの概略構成を示す。
【００１７】
　図１に示すように、
Ｘ線ＣＴスキャナ１は、ガントリ２、高電圧発生装置３、寝台４、及びコンソール５を備え
ガントリ２の内部には、図示しないＸ線源（放射線源）としてのＸ線管１１及びＸ線検出器（放射線検出器）１２が円筒状の開口部ＯＰを介して対向配置され、且つ、このＸ線管１１及びＸ線検出器１２の対がガントリ２内で開口部ＯＰの周りで回転可能に配置されている
　ウ　「【００２５】
　これにより、被検体Ｐを透過したＸ線は、ガントリ２の内部に設けられた２次元のＸ線検出器１２によりＸ線粒子（すなわちＸ線光子）として一定時間毎に計数され、光子エネルギに応じたアナログ量の検出信号が画素毎に出力される。
【００２６】
　
このＸ線検出器１２から出力された各画素の検出信号は、ガントリ２に内に設けられたデータ収集回路１３に送られる。
【００２７】
　
このデータ収集回路１３は、図３に示すように、Ｘ線検出器１２の各収集画素を成す半導体セルＳに応じて、複数チャンネルのデータ収集回路Ｃが形成されている。この各データ収集回路Ｃは、半導体セルＳ（センサ）から出力されたアナログ量の電気信号を受けるチャージアンプ４１を有し、このチャージアンプ４１の後段に、波形整形回路４２、多段の比較器４３１〜４３ｎ、エネルギ領域振分け回路４４、多段のカウンタ４５１〜４５ｎ、重み付け回路４６、及び加算回路４７を順次備える
　エ　「【００２９】
　図３に示す各データ収集チャンネルにおいて、
チャージアンプ４１は、半導体セルＳの各集電電極Ｅ２に接続され、Ｘ線粒子の入射に応答して集電される電荷をチャージアップして電気量のパルス信号として出力する。このチャージアンプ４１の出力端は、ゲイン及びオフセットが調整可能な波形整形回路４２に接続されており、検知したパルス信号の波形を、予め調整されているゲイン及びオフセットで処理して波形整形する。
この結果、各データ収集チャンネルの波形整形回路４２から出力された、波形整形済みのパルス信号は実質的に入射Ｘ線粒子のエネルギ量を反映した特性を有する
【００３０】
　
この波形整形回路４２の出力端は、複数の比較器４３１〜４３ｎの比較入力端にそれぞれ接続されている。
　オ　「【００３２】
　
複数の比較器４３１〜４３ｎの出力端は、
エネルギ領域振分け回路４４に接続されている。
【００３３】
　
このエネルギ領域振分け回路４４の複数の出力端は、複数のカウンタ４５１〜４５ｎに各別に接続されており、そのエネルギ振分け信号が各別に複数のカウンタ４５１〜４５ｎそれぞれに与えられる。
【００３４】
　
このようにして、リセットされるまでの一定時間の間に、複数のカウンタ４５１〜４５ｎにより、Ｘ線検出器１２に入射したＸ線の粒子数が、収集画素毎に且つエネルギ領域毎に計測される。この計数値、すなわち、Ｘ線粒子数の計数値は、複数のカウンタ４５１〜４５ｎのそれぞれからデジタル量の計数データＫとして出力される。
【００３５】
　
この計数データは、その後、重み付け回路４６に送られて、この回路４６にて、
エネルギ領域それぞれの計数値に対する重み付けがなされる。
【００３６】
　具体的には、
この重み付け回路４６は、図６に示すように、カウンタ４５１〜４５ｎの数に応じて設けたｎ個の乗算器５１１〜５１ｎと、これらの乗算器５１１〜５１ｎを与える重み付け係数発生器５２とを備える。乗算器５１１〜５１ｎのそれぞれは、対応するカウンタ４５１（〜４５ｎ）から出力される計数値と重み付け係数発生器５２から各別に与えられる重み付け係数Ｗとを乗算することで当該計数値を重み付けするようになっている。重み付け係数発生器５２は、一例として、コンソール５のコントローラから送られてくるＸ線エネルギ領域別の重み付け情報を受け、この情報に応じて乗算器５１１〜５１ｎのそれぞれに与える重み付け係数Ｗを発生させる
　カ　「【００３８】
　
この乗算器５１１〜５１ｎで重み付けされたデータは、加算回路４７により相互に加算され、１つの収集画素分のフォトンカウンティングに拠る収集データとして出力される。
　キ　「【００４５】
　（軟部組織のコントラスト分解能の改善）
　Ｘ線ＣＴ画像におけるコントラストは、対象物質を構成する媒質の線吸収係数の差を表している。軟部組織では線吸収係数の値が近いので、その違いを表現することは難しい。しかしながら、フォトンカウンティング型の検出器の場合、低エネルギのＸ線吸収の情報も得られるので、この情報を用いて物質の違いを強調することができる。つまり、この場合には、（２）式において
低エネルギ側に強い加重をするＬＥＷを採用することで、軟部組織のコントラストを強調できる
　ク　「【００４７】
　図１に戻って説明すると、
データ収集回路１３の、各収集画素に対応して設けられた加算回路４７から出力された各収集画素のデジタルデータは、放射線画像生成用データであるビューデータ（収集データ）として、
固定部に送られる
このガントリ２の固定部から通信ラインを介してコンソール５に送信される。コンソール５は、Ｘ線ＣＴスキャナ１の構成要素の全体を統括するとともに前述した重み係数情報を重み付け回路４６に送るコントローラ２０を備える。また、コンソール５は、このコントローラ２０に加えて、インターフェース２１、記憶ユニット２２、再構成ユニット１７、表示器１８、及び入力器１９を備える。
【００４８】
　また、
表示器１８、入力器１９、及びコンピュータ２０は術者との間のインターフェースを形成しており、コンピュータ２０の与える所定のアルゴリズムに基づいて、このインターフェースの一部の機能として術者にエネルギ加重関数ｗ（Ｅ）の所望のプロファイル（すなわち、エネルギ加重関数ｗ（Ｅ）で決まる重み付け係数の高低）を決定させることができる。
【００４９】
　この処理は、例えば図８に示すようにコンピュータ２０により実行される。コンピュータ２０は、表示器１８を介して術者にエネルギ加重関数ｗ（Ｅ）の所望のプロファイル決定のために参照画像を表示させるか否かの問いかけを行なう（ステップＳ１）。この問いかけに対して術者が参照画像の表示と応答した場合（ステップＳ１、ＹＥＳ）、コンピュータ２０は既存の参照画像を表示器１８に表示させる（ステップＳ２）。この参照画像は、術者がビームハードニングに因るアーチファクトや軟部組織のコントラスト低下が起きているか否かを目視判定するために表示させるもので、撮像対象の診断部位について予め撮像・保存していたプリスキャンなどの画像がこれに該当する。準備していた参照画像が無い場合（ステップＳ１、ＮＯ）、術者は経験値などに基づくプロファイル指定を行なうことになるので、ステップＳ２の表示処理はスキップされる。
【００５０】
　コンピュータ２０は次いで術者からエネルギ加重関数ｗ（Ｅ）の所望のプロファイルのパターン指定を受け付ける（ステップＳ３）。次いで、このパターンが、図７（Ａ）に示すように高エネルギ領域になるほど重み係数を高くするパターンＡか、図７（Ｂ）に示すように低エネルギ領域になるほど重み係数を高くするパターンＢか、又は、図７（Ｃ）に示すように低エネルギ領域及び高エネルギ領域で重み係数を高くするパターンＣかを判定する（ステップＳ４〜Ｓ６）。
【００５１】
　図７（Ａ）に示すパターンＡは、計測不能領域を除くエネルギ領域を低、中、及び高の３領域に分けたエネルギ領域（エネルギ領域１〜３）のうちの、高エネルギ側の領域から得られた計数データ（粒子の計測数）であるほど、重み付け係数Ｗを大きくすることを示している。反対に、図７（Ｂ）に示すパターンＢは、上述の３つのエネルギ領域（エネルギ領域１〜３）のうちの、低エネルギ側の領域から得られた計数データ（粒子の計測数）であるほど、重み付け係数Ｗを大きくすることを示している。さらに、図７（Ｃ）に示すパターンＢは、上述の３つのエネルギ領域（エネルギ領域１〜３）のうちの、低エネルギ側及び高エネルギ側のエネルギ領域から得られた計数データ（粒子の計測数）であるほど、重み付け係数Ｗを大きくすることを示している。
【００５２】
　このため、
所望のプロファイルが判定できると、コンピュータ２０は、パターンＡ，Ｂ，Ｃの別に、加重度合いの調整情報を術者から受けてそれに応じた制御信号を生成し、この制御信号を重み付け回路４６の重み係数発生器５２（図６参照）を送る（ステップＳ７〜Ｓ１２）。
【００５３】
　
コンソール５では、送られてきたビューデータが記憶ユニット２２に一旦記憶される。
そこで、再構成ユニット１７は、適宜なタイミングで、記憶ユニット２２から画像再構成に必要な各ビューのデータを読み出し、このデータを所望の再構成アルゴリズムで再構成して、エネルギ別のＸ線粒子数に基づく、積分モード動作のＣＴ画像と同様のＣＴ画像を得る
　ケ　「【００５６】
　
エネルギ領域の分別は前述したように必ずしも３つのエネルギ領域１〜３（図５参照）に限定する必要な無く、任意数の分別領域を設定してもよい。
　コ　「
」
　サ　「
」
　シ　「
」
　ス　「
」
（２）上記引用例１の記載事項及び図面を総合勘案すると、引用例には、次の発明（以下「引用発明１」という。）が記載されていると認められる。
　
「診断対象から透過してきた放射線を光子（粒子）と見做してその光子数を計数する光子計数型（フォトンカウンティング型）の検出器を備え、その検出信号に基づいて画像を生成する放射線画像診断装置であるＸ線ＣＴスキャナ１において、
　Ｘ線ＣＴスキャナ１は、ガントリ２、高電圧発生装置３、寝台４、及びコンソール５を備え、
　ガントリ２の内部には、Ｘ線源（放射線源）としてのＸ線管１１及びＸ線検出器（放射線検出器）１２が円筒状の開口部ＯＰを介して対向配置され、且つ、このＸ線管１１及びＸ線検出器１２の対がガントリ２内で開口部ＯＰの周りで回転可能に配置されており、
　コンソール５は、Ｘ線ＣＴスキャナ１の構成要素の全体を統括するとともに重み付け情報を重み付け回路４６に送るコントローラ２０と、インターフェース２１、記憶ユニット２２、再構成ユニット１７、表示器１８、及び入力器１９を備え、
　Ｘ線検出器１２から出力された各画素の検出信号は、ガントリ２に内に設けられたデータ収集回路１３に送られ、
　このデータ収集回路１３は、Ｘ線検出器１２の各収集画素を成す半導体セルＳに応じて、複数チャンネルのデータ収集回路Ｃが形成されており、
　各データ収集回路Ｃは、半導体セルＳ（センサ）から出力されたアナログ量の電気信号を受けるチャージアンプ４１を有し、このチャージアンプ４１の後段に、波形整形回路４２、多段の比較器４３１〜４３ｎ、エネルギ領域振分け回路４４、多段のカウンタ４５１〜４５ｎ、重み付け回路４６、及び加算回路４７を順次備え、
　チャージアンプ４１は、半導体セルＳの各集電電極Ｅ２に接続され、Ｘ線粒子の入射に応答して集電される電荷をチャージアップして電気量のパルス信号として出力し、このチャージアンプ４１の出力端は、ゲイン及びオフセットが調整可能な波形整形回路４２に接続されており、
　波形整形回路４２は、検知したパルス信号の波形を、予め調整されているゲイン及びオフセットで処理して波形整形し、各データ収集チャンネルの波形整形回路４２から出力された、波形整形済みのパルス信号は実質的に入射Ｘ線粒子のエネルギ量を反映した特性を有し、
　波形整形回路４２の出力端は、複数の比較器４３１〜４３ｎの比較入力端にそれぞれ接続されており、複数の比較器４３１〜４３ｎの出力端は、エネルギ領域振分け回路４４に接続されており、
　エネルギ領域振分け回路４４の複数の出力端は、複数のカウンタ４５１〜４５ｎに各別に接続されており、そのエネルギ振分け信号が各別に複数のカウンタ４５１〜４５ｎそれぞれに与えられ、
　リセットされるまでの一定時間の間に、複数のカウンタ４５１〜４５ｎにより、Ｘ線検出器１２に入射したＸ線の粒子数が、収集画素毎に且つエネルギ領域毎に計測され、この計数値、すなわち、Ｘ線粒子数の計数値は、複数のカウンタ４５１〜４５ｎのそれぞれからデジタル量の計数データＫとして出力され、
　計数データＫは、その後、重み付け回路４６に送られて、この回路４６にて、エネルギ領域それぞれの計数値に対する重み付けがなされ、
　重み付け回路４６は、カウンタ４５１〜４５ｎの数に応じて設けたｎ個の乗算器５１１〜５１ｎと、これらの乗算器５１１〜５１ｎを与える重み付け係数発生器５２とを備え、乗算器５１１〜５１ｎのそれぞれは、対応するカウンタ４５１（〜４５ｎ）から出力される計数値と重み付け係数発生器５２から各別に与えられる重み付け係数Ｗとを乗算することで当該計数値を重み付けするようになっており、重み付け係数発生器５２は、コンソール５のコントローラから送られてくるＸ線エネルギ領域別の重み付け情報を受け、この情報に応じて乗算器５１１〜５１ｎのそれぞれに与える重み付け係数Ｗを発生させるものであり、
　乗算器５１１〜５１ｎで重み付けされたデータは、加算回路４７により相互に加算され、１つの収集画素分のフォトンカウンティングに拠る収集データとして出力され、
　データ収集回路１３の、各収集画素に対応して設けられた加算回路４７から出力された各収集画素のデジタルデータは、放射線画像生成用データであるビューデータ（収集データ）として、固定部に送られ、固定部から通信ラインを介してコンソール５に送信され、
　コンソール５では、送られてきたビューデータが記憶ユニット２２に一旦記憶され、再構成ユニット１７は、適宜なタイミングで、記憶ユニット２２から画像再構成に必要な各ビューのデータを読み出し、このデータを所望の再構成アルゴリズムで再構成して、エネルギ別のＸ線粒子数に基づく、積分モード動作のＣＴ画像と同様のＣＴ画像を得る、
Ｘ線ＣＴスキャナであり、
　エネルギ領域の分別は任意数の分別領域を設定してもよく、
　表示器１８、入力器１９、及びコンピュータ２０は術者との間のインターフェースを形成しており、コンピュータ２０の与える所定のアルゴリズムに基づいて、このインターフェースの一部の機能として術者にエネルギ加重関数ｗ（Ｅ）の所望のプロファイル（すなわち、エネルギ加重関数ｗ（Ｅ）で決まる重み付け係数の高低）を決定させることができ、所望のプロファイルが判定できると、コンピュータ２０は、パターンＡ，Ｂ，Ｃの別に、加重度合いの調整情報を術者から受けてそれに応じた制御信号を生成し、この制御信号を重み付け回路４６の重み係数発生器５２に送るものであり、
　低エネルギ側に強い加重をするＬＥＷを採用することで、軟部組織のコントラストを強調できる、
Ｘ線ＣＴスキャナ。」
２．引用文献２について
　原査定の拒絶の理由に引用文献２として引用された、本願の優先日前である平成２５年（２０１３年）２月２８日に頒布された刊行物である「特開２０１３−３９３０６号公報」（以下「引用例２」という。）には、図面とともに、以下の技術事項が記載されている。
（１）「【０００１】
　本発明の実施形態は、
フォトンカウンティング方式を採用したＸ線コンピュータ断層撮影装置
（２）「【００４７】
　かくして、被検体Ｐを透過したフォトンの数と、各フォトンのエネルギー値とを加味した投影データが得られる。画像再構成部２３は、この投影データに基づいて、被検体Ｐの断層像を再構成する。再構成にあたっては、
例えば特定のエネルギー域の透過フォトン数を用いることで、特定の物質（例えば骨等）を強調した画像を得ることができる。
３．引用文献３について
 　原査定の拒絶の理由に引用された上記引用文献３の段落【００２１】−【００２８】及び【図３】の記載からみて、当該引用文献３には、「Ｘ線光子検出器からの信号を処理して、光子カウント、加算処理、平均エネルギー計算の処理を行う」という技術的事項が記載されていると認められる。
４．引用文献４について
 　原査定の拒絶の理由に引用された上記引用文献４の段落[0053],[0056]及びＦＩＧ．４の記載からみて、当該引用文献４には、「エネルギーレベルの３乗の逆数に比例する重み関数を用いる」という技術的事項が記載されていると認められる。
５．引用文献５について
　原査定の拒絶の理由に引用文献５として引用された、本願の優先日前である２００７年（平成１９年）４月５日に頒布された刊行物である「米国特許出願公開第２００７／７６８４２号明細書」（以下「引用例３」という。）には、図面とともに、以下の技術事項が記載されている。（仮訳は当審で付与した。）
（１）「[0001]　The invention relates generally to an energy discriminating computed tomography (CT) system, and more particularly to enhancing image quality in 
CT systems using detectors for high flux rate imaging with photon counting and energy discrimination
（当審仮訳：本発明は、一般に、エネルギー弁別コンピュータ断層撮影（ＣＴ）システム、より具体的には、
光子計数およびエネルギー弁別を伴う高フラックスレート画像化のための検出器を使用するＣＴシステム
（２）「[0034]　In addition, the acquisition mode may be determined by the type of tissue the user may choose to discriminate.
 The user may choose to optimize the acquisition and post-processing algorithms for low-contrast enhancement of soft-tissue as in non-contrast enhanced examinations. Or the user may choose to optimize the acquisition and post-processing algorithms for iodine-enhanced contrast regions or bone imaging.
（当審仮訳: さらに、取得モードは、ユーザが区別することを選択できる組織のタイプによって決定され得る。 
ユーザは、非造影剤増強検査の場合のように、軟組織の低コントラスト増強のために取得および後処理アルゴリズムを最適化することを選択できます。 または、ユーザは、ヨウ素で強調された造影領域または骨のイメージングのために、取得および後処理アルゴリズムを最適化することを選択できます。
（３）「[0038]　It is presently contemplated that a range of different system settings, acquisition protocols and reconstruction, processing, and visualization algorithms may be preselected based upon combinations of the various user selected and patient parameters. For example, for examination of the abdominal organs, the source kVp and mA may be adjusted to automatically to achieve a selected level of CNR in the image whereby a thick patient would require high kVp and high mA. In contrast, low dose arterial head exams involving iodine contrast would be implemented with a low kVp protocol, providing limited mA but yielding sufficient CNR to detail the arterial structures. The low kVp in this case may be the optimal dose strategy for iodine visualization due to the relatively low attenuation of the head and relatively high atomic number of iodine compared to soft body tissue. 
Optimal energy weighting (OEW) of the different energy bins may be used to enhance further the contrast to noise level for the iodine signal. 
（当審仮訳：現在、様々な異なるシステム設定、取得プロトコル、および再構成、処理、および視覚化アルゴリズムが、選択された様々なユーザおよび患者パラメータの組み合わせに基づいて事前に選択され得ることが企図されている。例えば、腹部器官の検査のために、ソースｋＶｐおよびｍＡは、画像において選択されたレベルのＣＮＲを達成するように自動的に調整され得、それにより、厚い患者は、高いｋＶｐおよび高いｍＡを必要とする。対照的に、ヨウ素造影剤を含む低線量の動脈頭部検査は、低kVpプロトコルで実施され、限られたmAを提供しますが、動脈構造を詳細に説明するのに十分なCNRが得られます。この場合の低いkVpは、軟体組織と比較して、頭部の減衰が比較的低く、ヨウ素の原子番号が比較的高いため、ヨウ素の可視化に最適な線量戦略である可能性があります。
異なるエネルギービンの最適エネルギー重み付け（OEW）を使用して、ヨウ素信号のノイズレベルとのコントラストをさらに高めることができます。
（４）「[0040]　
The selecting step 74 may further include determining preferred or optimal system acquisition settings and preferences from such multi-dimensional look-up tables based on the patient parameters and the user selected parameters.
（当審仮訳: 
選択ステップ７４は、患者パラメータおよびユーザが選択したパラメータに基づいて、そのような多次元ルックアップテーブルから好ましいまたは最適なシステム取得設定およびプリファレンスを決定することをさらに含み得る。
６．引用文献６について
 　原査定の拒絶の理由に引用された上記引用文献６の「3.Maximisation of signal-to noise ratio」及びFig.5の記載からみて、当該引用文献６には、「エネルギーレベルの３乗の逆数に比例する重み関数を用いる」という技術的事項が記載されていると認められる。
第５　対比・判断
１．本願発明１について
（１）対比
　本願発明１を、引用発明１と比較する。
　ア　引用発明１の「Ｘ線ＣＴスキャナ１」の「ガントリ２」に配置された「Ｘ線源（放射線源）としてのＸ線管１１」は、本願発明１の「Ｘ線源」に相当する。
　イ　引用発明１の「Ｘ線ＣＴスキャナ１」の「ガントリ２」に配置された「診断対象から透過してきた放射線を光子（粒子）と見做してその光子数を計数する光子計数型（フォトンカウンティング型）の検出器」である「Ｘ線検出器（放射線検出器）１２」は、本願発明１の「Ｘ線源から照射されたＸ線光子を検出し、検出したＸ線光子のエネルギーに応じた出力信号を出力する光子計数型検出器」に相当する。
　ウ　引用発明１の「Ｘ線ＣＴスキャナ１」の「コンソール５」が備える「再構成ユニット１７」は、「適宜なタイミングで、記憶ユニット２２から画像再構成に必要な各ビューのデータを読み出し、このデータを所望の再構成アルゴリズムで再構成して、エネルギ別のＸ線粒子数に基づく、積分モード動作のＣＴ画像と同様のＣＴ画像を得る」ものであるから、本願発明１の「Ｘ線ＣＴ画像を再構成する再構成部」に相当する。
　エ　引用発明１の「データ収集回路１３」は、「Ｘ線検出器１２の各収集画素を成す半導体セルＳに応じて、複数チャンネルのデータ収集回路Ｃが形成されており、各データ収集回路Ｃは、半導体セルＳ（センサ）から出力されたアナログ量の電気信号を受けるチャージアンプ４１を有し、このチャージアンプ４１の後段に、波形整形回路４２、多段の比較器４３１〜４３ｎ、エネルギ領域振分け回路４４、多段のカウンタ４５１〜４５ｎ、重み付け回路４６、及び加算回路４７を順次備え」るものであり、「チャージアンプ４１は、半導体セルＳの各集電電極Ｅ２に接続され、Ｘ線粒子の入射に応答して集電される電荷をチャージアップして電気量のパルス信号として出力し、このチャージアンプ４１の出力端は、ゲイン及びオフセットが調整可能な波形整形回路４２に接続されており、波形整形回路４２は、検知したパルス信号の波形を、予め調整されているゲイン及びオフセットで処理して波形整形し、各データ収集チャンネルの波形整形回路４２から出力された、波形整形済みのパルス信号は実質的に入射Ｘ線粒子のエネルギ量を反映した特性を有し、波形整形回路４２の出力端は、複数の比較器４３１〜４３ｎの比較入力端にそれぞれ接続されており、複数の比較器４３１〜４３ｎの出力端は、エネルギ領域振分け回路４４に接続されており、エネルギ領域振分け回路４４の複数の出力端は、複数のカウンタ４５１〜４５ｎに各別に接続されており、そのエネルギ振分け信号が各別に複数のカウンタ４５１〜４５ｎそれぞれに与えられ、リセットされるまでの一定時間の間に、複数のカウンタ４５１〜４５ｎにより、Ｘ線検出器１２に入射したＸ線の粒子数が、収集画素毎に且つエネルギ領域毎に計測され、この計数値、すなわち、Ｘ線粒子数の計数値は、複数のカウンタ４５１〜４５ｎのそれぞれからデジタル量の計数データＫとして出力され」ることから、引用発明１の「Ｘ線検出器１２の各収集画素を成す半導体セルＳ」で「Ｘ線粒子の入射に応答して集電される電荷を」「チャージアンプ４１」で「チャージアップして電気量のパルス信号として出力」される信号は、本願発明１の「検出したＸ線光子のエネルギーに応じた出力信号」に相当し、引用発明１の「チャージアンプ４１の出力端」から「波形整形回路４２」と「複数の比較器４３１〜４３ｎ」と「エネルギ領域振分け回路４４」を経て「複数のカウンタ４５１〜４５ｎのそれぞれからデジタル量の計数データＫとして出力され」る「Ｘ線粒子数の計数値」は、本願発明１の「デジタル信号」に相当する。よって、引用発明１の「データ収集回路１３」の「半導体セルＳ（センサ）から出力されたアナログ量の電気信号を受けるチャージアンプ４１」と「波形整形回路４２」と「複数の比較器４３１〜４３ｎ」と「エネルギ領域振分け回路４４」と「複数のカウンタ４５１〜４５ｎ」とを合わせたものは、本願発明１の「出力信号からデジタル信号を生成するアナログ−デジタル変換回路」に相当し、引用発明１の「複数のカウンタ４５１〜４５ｎのそれぞれからデジタル量の計数データＫとして出力され」る「Ｘ線粒子数の計数値」は、本願発明１の「リアルタイムで」「アナログ−デジタル変換回路から出力された」「デジタル信号」に相当することとなる。
　オ　引用発明１における「データ収集回路１３」では、「デジタル量の計数データＫ」「は、その後、重み付け回路４６に送られて、この回路４６にて、エネルギ領域それぞれの計数値に対する重み付けがなされ、重み付け回路４６は、カウンタ４５１〜４５ｎの数に応じて設けたｎ個の乗算器５１１〜５１ｎと、これらの乗算器５１１〜５１ｎを与える重み付け係数発生器５２とを備え、乗算器５１１〜５１ｎのそれぞれは、対応するカウンタ４５１（〜４５ｎ）から出力される計数値と重み付け係数発生器５２から各別に与えられる重み付け係数Ｗとを乗算することで当該計数値を重み付けするようになっており、重み付け係数発生器５２は、コンソール５のコントローラから送られてくるＸ線エネルギ領域別の重み付け情報を受け、この情報に応じて乗算器５１１〜５１ｎのそれぞれに与える重み付け係数Ｗを発生させるものであり、乗算器５１１〜５１ｎで重み付けされたデータは、加算回路４７により相互に加算され、１つの収集画素分のフォトンカウンティングに拠る収集データとして出力され」ることから、引用発明１の「データ収集回路１３」の「重み付け回路４６」と「加算回路４７」とを合わせたものは、本願発明１における「デジタル信号を解析して、前記Ｘ線光子のエネルギーレベルを決定し、前記エネルギーレベルに基づいて検出された」「前記Ｘ線光子ごとに決定した前記重みを合計して前記加算値を算出するデジタル処理回路」に相当する。
　カ　引用発明１の「半導体セルＳ（センサ）から出力されたアナログ量の電気信号を受けるチャージアンプ４１」と「波形整形回路４２、多段の比較器４３１〜４３ｎ、エネルギ領域振分け回路４４、多段のカウンタ４５１〜４５ｎ」と「重み付け回路４６」と「加算回路４７」とを備えた「データ収集回路１３」は、本願発明１の「出力信号からデジタル信号を生成するアナログ−デジタル変換回路」と「リアルタイムで前記アナログ−デジタル変換回路から出力された前記デジタル信号を解析して、前記Ｘ線光子のエネルギーレベルを決定し、前記Ｘ線光子ごとに決定した前記重みを合計して前記加算値を算出するデジタル処理回路とを備え」た「データ収集装置」に相当する。
　キ　引用発明１の「Ｘ線ＣＴスキャナ」は、本願発明１の「Ｘ線ＣＴ装置」に相当する。
　すると、本願発明１と、引用発明１とは、次の点で一致する。
＜一致点＞
「Ｘ線源から照射されたＸ線光子を検出し、検出したＸ線光子のエネルギーに応じた出力信号を出力する光子計数型検出器と、
　データ収集装置と、
　Ｘ線ＣＴ画像を再構成する再構成部とを備えるＸ線ＣＴ装置であって、
　前記データ収集装置は、
　前記出力信号からデジタル信号を生成するアナログ−デジタル変換回路と、
　リアルタイムで前記アナログ−デジタル変換回路から出力された前記デジタル信号を解析して、前記Ｘ線光子のエネルギーレベルを決定し、前記エネルギーレベルに基づいて検出された前記Ｘ線光子ごとに決定した前記重みを合計して前記加算値を算出するデジタル処理回路とを備えた、
Ｘ線ＣＴ装置。」
　一方で、両者は、次の点で相違する。
＜相違点＞
　本願発明１では、「データ収集装置」が「複数」あり、「複数のデータ収集装置」のそれぞれが「前記Ｘ線光子のエネルギーレベルに対応する重みであって、」「軟組織に適した重み、骨に適した重み、及び造影剤存在下に適した重み」を「異なる重みとして」それぞれ「記憶するルックアップテーブル」を備え、それぞれのデータ収集装置において前記Ｘ線光子のエネルギーレベルに対応する重み「を前記ルックアップテーブルから取得することにより」重みを合計して加算値を算出し、「複数のデータ収集装置のいずれかによって算出された加算値に基づいて」Ｘ線ＣＴ画像を再構成するのに対し、引用発明１では、「データ収集装置」に当たる「データ収集回路１３」はＸ線検出器１２の各収集画素を成す半導体セルＳに１つずつの複数で構成され、Ｘ線光子のエネルギーレベルに応じた重み付けは、重み付け係数発生器５２において、コンソール５のコントローラから送られてくるＸ線エネルギ領域別の重み付け情報を受け、この情報に応じて乗算器５１１〜５１ｎのそれぞれに与える重み付け係数Ｗを発生させるものであり、その重み付け情報も術者が選択した１種類の重み付け情報しか送られてこないものであり、各画素に対応するデータ収集回路１３ではその選択された１種類の重み付けから生成されたデータをコンソール５の収集ユニット２２にいったん記憶した後適宜なタイミングでＣＴ画像を再構成する点。
（２）判断
　上記「（１）」で記載した相違点について判断する。
　ア　引用発明１では「低エネルギ側に強い加重をするＬＥＷを採用することで、軟部組織のコントラストを強調できる」ものであるから、術者が選択できる重みについては、軟部組織用の重みが保管されていると認められる。
　イ　また、引用例２では、フォトンカウンティング方式を採用したＸ線コンピュータ断層撮影装置において、特定のエネルギー域の透過フォトン数を用いることで、特定の物質（例えば骨等）を強調した画像を得ることができることが開示されており（上記「第４　２．（２）」参照。）、引用例３では光子計数およびエネルギー弁別を伴う高フラックスレート画像化のための検出器を使用するＣＴシステムにおいて、最適エネルギー重み付けを選択して軟組織の低コントラスト増強やヨウ素で強調された造影や骨のイメージングを行うことが開示されている（上記「第４　５．（２）ないし（３）」参照。）。
　ウ　上記「ア」ないし「イ」から、重み付けとして、軟組織に適した重み付け、骨に適した重み付け、及び造影剤存在下に適した重み付けを行うことは本願の優先日前において周知の技術であることが分かる。よって、引用発明１における術者の選択できる重みに、軟組織に適した重み、骨に適した重み、及び造影剤存在下に適した重みを準備して提示することは、当業者ならば容易になしえたことである。
　エ　そして、引用例３にパラメータをルックアップテーブルに記憶することが開示されている（上記「第４　５．（４）」参照。）ことから、それらの重みを引用発明１のコンピュータ２０にルックアップテーブルとして記憶しておくようにすることは、当業者が適宜なしうる設計的事項に過ぎない。
　オ　しかしながら、上記「ウ」ないし「エ」により導き出された発明においては、引用発明１のコンピュータ２０でルックアップテーブルに複数の重み付けを記録することにはなるものの、術者の選択によりコンソール５から各収集画素を成す半導体セルＳそれぞれに対応して設けられたデータ収集回路１３に送られる重み付け情報は、同時刻に測定される半導体セルＳすなわち各収集画素での放射線画像生成用データであるビューデータ（収集データ）を得るための１種類の重み付け情報となる。データ収集回路１３でコンソール５から送られた１種類の重み付け情報をルックアップテーブル形式で記録したとしてもそのルックアップテーブルには送られてきた１種類の重み付け情報しか記録しないので、異なる重みとしてそれぞれ記憶することはない。
　カ　そして、引用発明１における「各収集画素を成す半導体セルＳそれぞれに対応して設けられたデータ収集回路１３」が本願発明１における「複数のデータ収集装置」に相当するのであるから、引用発明１におけるデータ収集回路１３は、コンソール５から送られる重み付け情報に基づき重み付け処理をする構成を採用しているので、データ収集回路１３で複数の重み付け情報をルックアップテーブル形式で保存しておく必要性はなく、上記「ウ」ないし「エ」の技術をデータ収集回路１３に採用することは、阻害要因がある。
　キ　ゆえに、上記「ウ」ないし「エ」により導き出された発明では、上記相違点における「「複数のデータ収集装置」のそれぞれが「前記Ｘ線光子のエネルギーレベルに対応する重みであって、」「軟組織に適した重み、骨に適した重み、及び造影剤存在下に適した重み」を「異なる重みとして」それぞれ「記憶するルックアップテーブル」を備え」る技術とはならない。
　ク　以上のことから、上記相違点に係る発明特定事項を引用発明１及び引用例２ないし３に記載された技術から当業者が導き出すことはできない。
　ケ　そして、上記「第４　３．ないし４．及び６．」に記載された引用文献３ないし４及び６に開示された技術を引用発明１に適用したとしても、上記相違点に係る発明特定事項を当業者が導き出すことはできない。
　コ　以上のことから、上記相違点に係る発明特定事項を引用発明１、引用例２ないし３に開示された周知技術及び引用文献３ないし４及び６に開示された技術から当業者が導き出すことはできない。
（３）小括
　したがって、本願発明１は、当業者であっても引用発明１、引用例２ないし３に開示された周知技術及び引用文献３ないし４及び６に開示された技術的事項に基いて容易に発明できたものであるとはいえない。
２．本願発明２ないし８について
　本願発明２ないし８は、本願発明１を引用する発明であり、本願発明１の上記相違点に係る発明特定事項を備えるものであるから、本願発明１と同じ理由により、当業者であっても引用発明１、引用例２ないし３に開示された周知技術及び引用文献３ないし４及び６に開示された技術的事項に基いて容易に発明できたものであるとはいえない。
３．本願発明９について
　本願発明９は、本願発明１の「前記複数のデータ収集装置のいずれかによって算出された加算値に基づいて、Ｘ線ＣＴ画像を再構成する再構成部とを備える」という発明特定事項を削除し、名称を「Ｘ線ＣＴ装置」から「Ｘ線検出器」に変更した発明であり、本願発明１の上記相違点に係る発明特定事項を備えるものであるから、本願発明１と同じ理由により、当業者であっても引用発明１、引用例２ないし３に開示された周知技術及び引用文献３ないし４及び６に開示された技術的事項に基いて容易に発明できたものであるとはいえない。
第６　原査定について
　上記「第５」で検討したように、本願発明１ないし９は、引用発明１、引用例２ないし３に開示された周知技術及び引用文献３ないし４及び６に開示された技術的事項に基いて当業者が容易に発明できたものとはいえないから、拒絶査定において引用された引用文献１ないし６に基づいて当業者が容易に発明できたものとはいえない。
　したがって、原査定を維持することはできない。
第７　当審拒絶理由について
　当審では、請求項１の「ぞれぞれ」という記載の意味が不明確であるとの拒絶の理由を通知しているが、令和３年１月７日付けの手続補正において、「それぞれ」と補正された結果、この拒絶の理由は解消した。
第８　むすび
　以上のとおり、原査定の理由及び当審拒絶理由によっては、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。