【事件の表示】
　平成６年特許願第６７０３号「Ｘ線ＣＴ装置」拒絶査定に対する審判事件（平成７年８月８日出願公開、特開平７−２０４１８９）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】
１．手続の経緯・本願発明
　本願は平成６年１月２６日の出願であって、その請求項１に係る発明は平成１０年５月１３日付けの手続補正書によって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に記載された次のとおりのものと認める。（以下、「本願発明」という）
　「被検体を間にして互いに対向配置されたＸ線管とこのＸ線管から照射されて該被検体を透過したＸ線を検知するＸ線検知器とを備え、該Ｘ線管とＸ線検知器とが対向されたまま被検体を中心として回転するとともに、該Ｘ線検知器から得られる出力を基にして断面像を作成するＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線管から放射され被検体に入力されるＸ線ビームのエネルギを、該Ｘ線ビームの中心が前記被検体の真正面方向及びそれに対向した方向に一致したときを最小値に、前記Ｘ線ビームの中心が被検体の左右の各真横方向に一致したときに最大値にし、かつ前記最大値と最小値の間で回転しつつある前記Ｘ線管から放射されるＸ線エネルギを前記Ｘ線管の位置に応じて滑らかに増減するＸ線エネルギ増減手段を備え、前記Ｘ線エネルギ増減手段によって滑らかにＸ線エネルギを増減されたＸ線を前記被検体に照射して走査を行うことを特徴とするＸ線ＣＴ装置」
　また、本願発明の目的は、上記補正された明細書の発明の詳細な説明中の第０００７段落に記載の通り「ノイズの影響を低減する」ことにあると認める。
２．引用刊行物記載の発明
　これに対して、原審の拒絶の理由に引用された、本願の出願日前である昭和６２年１１月９日に頒布された特公昭６２−５３１８０号公報（原審における引用例２に相当。以下「引用刊行物」という。）には、次の通り記載されている。
（ア）「多数の方向から検査平面を照射する少くとも１個の放射源と、前記の検査平面を通過する放射の強度値を測定する少くとも１個の検出装置と、放射が前記の検査平面を通過する前にこの放射の強度値を測定する測定装置と、前記の強度値から前記の検査平面における放射吸収分布を決定する演算装置と、原放射強度を調整する調整装置とを具え、前記調整装置を、吸収が強い場合に原放射強度が大きく、吸収が弱い場合に原放射強度が小さくなるように制御し、検査平面における放射吸収分布を決定する放射吸収分布決定装置において、各角度位置のすべての測定通路に沿う放射の測定強度値から、前記の調整装置を制御する調整量を決定する他の演算装置を設け、この他の演算装置が、角度位置θにおける放射のすべての測定強度値（Ｉ（θ、ｐ））に対して、これらすべての測定強度値の量子化雑音の和に比例する平均雑音値（Ｓ（θ））を決定する第１演算部と、この第１演算部によって決定された平均雑音値および予め決定した一定の最大雑音値から比を決定する第２演算部と、前記の比からこの比の根である調整量を決定する第３演算部とを具え、前記の第３演算部の出力端子を前記の調整装置の入力端子に接続したことを特徴とする放射吸収分布決定装置。」（第１欄２行〜第２欄１行の特許請求の範囲第１項）
（イ）「本発明によるコンピュータトモグラフイ装置の一例を示す第１図においては、縁部の光線２および３と中心の光線４とを有する扇状放射ビームを放出するＸ線管１を放射源として用いる。検査すべき身体６は円柱状の検査平面５内に配置する。コンピュータトモグラフイ装置は更に検出装置７を有し、この検出装置７は検査平面と同一の平面内に互いに密接させて配置した多数の検出素子を有する。放射源１と検出装置７とは互いに剛固に連結し（この連結方法は図示せず）、検査平面５に垂直な軸線８を中心に回転し、多数の角度位置を占めるようにする。検査平面５は縁部の光線２および３により決定される。放射が検査平面５を通過する前の放射強度、すなわち原放射強度ＩＯを測定する検出器９を放射源１と検査平面５との間に配置する。
　検査平面５の前で検出器９によって検出される放射の強度の測定値（以後放射強度値とも称する）と、検査平面５の後で検出装置７によって検出される放射の強度の測定値とから吸収値Ｑ（θ、ｐ）をコンバータ９８において次式（１）によって決定する。
Ｑ（θ、ｐ）＝１ｎＩＯ（θ）−１ｎＩ（θ、ｐ）・・・（１）
　この式（１）において、θは吸収値を測定した、放射源１および検出装置７の角度位置であり、ｐは関連する放射強度値Ｉ（θ、ｐ）を測定した、検出装置７の検出素子の位置である。演算装置９９は、角度位置θにおいて放射源とｐ番目の検出素子とを結ぶ測定通路に沿う吸収の積分を表わす吸収値Ｑ（θ、ｐ）から、表示装置１００により表示される吸収分布を計算する。」（第７欄２１行〜第８欄１９行）
（ウ）「原放射強度を一定に保持し、検査平面を通った放射の強度をこの検査平面に位置する物体の吸収量に応じて変化するようにした装置に比べ、前述した放射吸収分布決定装置は、患者に対するドーズ量を同じに維持した場合に精度が増大するという利点、或いは精度を同じにした場合に患者に対するドーズ量が減少するという利点を有する。精度は検出装置から生じる検出出力信号の信号対雑音比により決定される。この信号対雑音比は検査平面を通過した後の放射の強度が大きくなればなるほど優れたものとなる。」（第３欄１７行〜２７行）
　「最初に記載した型の放射吸収分布決定装置においては、原放射強度を、患者のうち放射の吸収が著るしく小さい部分において減少させる。これにより、精度を減少させることなく患者の放射負担を減少させる。その理由は、あらゆる放射吸収量に対し信号対雑音比を等しく保持する為である。」（第３欄最下行〜第４欄６行）
「本発明の目的は、数個の或いは多数個の吸収値を簡単な装置で測定する必要がある種々の型のコンピュータトモグラフイ装置において、患者の放射負担およびＸ線管の熱負荷を増大させることなく測定精度を高めるか、或いは精度を劣下させることなく患者の放射負担およびＸ線管の熱負荷を減少させることにある。」（第４欄３５行〜４１行）
（エ）「既知のように、量子化雑音から生じる測定誤差δは
　δ２（Ｉ（θ、ｐ））＝Ｉ／１（θ、ｐ）
に応じて生ずる。一般に、この値は吸収値の変動をも示す。
　コンピュータトモグラフイ装置は次式（２）に示す雑音値Ｓ（θ）を計算する演算装置を有する。
　Ｓ（θ）＝｛Σａｐ・１／Ｉ（θ、ｐ）｝・１／Σａｐ・・・（２）」（第８欄２１行〜３０行）
　「Ｓ（θ）は角度位置θと関連する種々の測定通路における放射強度値の平均雑音値を表わす。
　Ｓ（θ）を計算する為には、測定値Ｉ（θ、ｐ）を記意装置１２から演算段１３に供給し、その後に反転させ、最後にＩ（θｐ）＜Ｉｇの場合に互いに加算させる。演算段１５はある角度位置θの放射強度値のうち放射強度上限値Ｉｇよりも小さな放射強度値の個数を計数する。この演算段１５は例えば、Ｉ（θ、ｐ）がＩｇよりも小さい場合に信号（例えば”１”）を発生する比較器と、これらの信号を計数する計数器とを有するようにすることができる。演算段１５は演算段１３に接続されており、Ｉ（θ、ｐ）＜Ｉｇであるかどうかを示す信号を演算段１３に供給し、反転された測定値（Ｉ（θ、ｐ））−１を互いに加算してＳ（θ）を形成する必要があるかどうかを決定しうるようにする。
　演算段１６は演算段１３から生じる値Σａｐ・（１（θ、ｐ））−１を演算段１５から生じる値Σａｐにより割算し、この演算段１６の出力端子に値Ｓ（θ）を得る。」（第７欄最下行〜第９欄１２行）
（オ）「第２図は算術平均値Ｓ（θ）を放射源１および検出装置７の角度位置θの関数として示す。これらの最大値は、中心のビーム光線４がほぼ、楕円体形状とみなすことのできる身体６の主軸の方向に、すなわち、第１図に示す位置に直交する方向に延在する場合に得られ、最小値は上記の方向に直交する方向（第１図の位置）で得られる。」（第９欄１３行〜第１０欄第６行）
（カ）「第２図は、Ｓ（θ）が規則的に変化し、互いに隣接する角度位置と関連する値Ｓ（θ）は互いにほんのわずかしか相違しないということを示す。従って、前の（隣接する）角度位置に対する値Ｓ（θｉ）が分かっていれば、既知の数学的な外挿法によりある角度位置の値Ｓ（θ）を予測することができる。従って、次式（４）を用いて平均値Ｓ（θ）から予測値Ｔ（θ）を計算することができる。
　Ｔ（θ）＝ｄ１・Ｓ（θ−１）＋ｄ２・Ｓ（θ−２）＋ｄ３・Ｓ（θ−３）＋・・・　　　　　　　　　・・・（４）
　ここにΣｄｉ＝１である。またθ−１は角度位置θの前に隣接する角度位置であり、θ−２はθ−１の前に生じる角度位置であり、以下同様である。最も簡単な例では、ｄ１＝１およびｄ２＝ｄ３＝・・・＝ｄｉ＝０である。」（第１０欄第６行〜第９欄２２行）
　「値Ｔ（θ）は演算段１７において式（４）により値Ｓ（θ）から形成され、この場合値Ｓ（θ−１）により、予め計算された値Ｓ（θ−１）と係数ｄ１とが記憶された記憶装置１４が関連する係数ｄ１を生じるようにする。計算された値Ｔ（θ）は中間記憶装置１８内に記憶させる。」（第９欄３２行〜３７行）
　「非線形増幅器とするのが好適な演算段１９においては式
　Ｃ（θ）＝（Ｔ（θ）／Ａ）λ
に応じて値Ｔ（θ）から値Ｃ（θ）を計算する。上記の式において、０＜λ＜１である。また上記の式において、Ａは身体の平面の放射強度値の測定前に決定した定数係数であり、Ｃ（θ）はこれにより次の角度位置における一次放射強度を変える必要があるフアクタである。
　係数Ａはすべての角度位置に対する最大の平均測定値Ｓｍ（θ）に相当し、前に測定した測定値から前述したようにして得られる。その理由は、演算段１６ａは前に行なった測定（例えば隣接する検査平面の測定）のすべての値Ｓ（θ）を記憶し、簡単な加算および割算処理により最大の平均測定値Ｓｍ（θ）を計算する為である。この値Ｓｍ（θ）が必要とする値Ａである。」（第９欄３７行〜第１０欄２５行）
　「実験によれば、値λ＝０．５（平方根に相当する）か或いはこの値とわずかに相違する値で最適な結果が得られることが明らかとなった。」（第１０欄２５行〜２８行）
（キ）「値Ｃ（θ）は調整素子２０を有する電源を制御するのに用い、調整素子２０は放射源１によって放出される放射の最大に許容しうる原放射強度ＩＯをＣ（θ）のフアクタを用いて変化させる。この目的の為に、差動増幅器とするのが好適な比較回路２１を有する制御回路を設け、比較回路２１の一方の入カ端子に値Ｃ（θ）を設定値として供給し、原放射強度ＩＯを測定する検出器９から比較回路２１の他方の入力端子に測定信号Ｃｉｓｔを供給するようにするのが好適である。値Ｃ（θ）およびＣｉｓｔ間の差により調整素子２０を制御し、」（第１０欄３２行〜４２行）
　次に、上記（ア）から（キ）の記載及び第１図並びに第２図の記載に基いて、引用刊行物の記載事項を詳細に検討する。
（１）上記（イ）の記載からみて、引用刊行物の第１図に記載したものは、「被検体（「身体６」）を間にして互いに対向配置されたＸ線管（「Ｘ線管１」）とこのＸ線管から照射されて該被検体を透過したＸ線管を検知するＸ線検知器（「検出装置７」）とを備え、該Ｘ線管とＸ線検知器とが対向されたまま被検体を中心として回転する（第７欄第２９−３２行の記載を参照）とともに、該Ｘ線検知器から得られる出力を基にして断面像を作成する（「演算装置９９」「表示装置１００」）Ｘ線ＣＴ装置（「コンピュータトモグラフイ装置」）」である。
（２）第１図に記載のものは、上記（ウ）の記載からみて「信号対雑音比の改善」による「測定精度の向上」、及び「患者の放射負担の軽減」を目的とすると認められる。
（３）上記（ア）、（エ）、（カ）及び（キ）の記載によれば、第１図記載のものにおいては、上記（２）の目的を達成するために、「他の演算装置」の出力する「調整量」に応じて「調整装置」が制御されて、「（被検体による放射線の）吸収が強い場合に原放射強度が大きく、また（被検体による放射線の）吸収が弱い場合に原放射強度が小さくなるように」原放射強度を増減調整するという特徴を、上記（１）の構成に追加して備えている。
（４）上記（３）の点について請求人は、原審の拒絶理由通知に応答する意見書において、「引用例２（注：本審決における引用刊行物に相当）では・・・具体的にどのように被検体のＸ線透過厚の大小に基づいて、Ｘ線管の各回転角度における最適Ｘ線量を算出するのか不明となっている」旨を主張しているので、以下この点に関して、引用刊行物にどのような事項が記載されているか子細に検討する。
（４−１）まず、第１図記載のものにおいて原放射強度ＩＯを制御するための値Ｃ（θ）の演算がどのように行われるかを検討する。
　上記（エ）の記載からみて、第１図記載のものにおける「演算段１３、１５、１６」は、上記（ア）でいう「他の演算装置」に含まれる「第１演算部」を構成している。そして、この「第１演算部」は、「検出器７」で測定される「放射強度値Ｉ（θ、ｐ）」に基いて、量子化雑音を表す「平均雑音値Ｓ（θ）」を演算し出力している。
　また、上記（カ）の記載からみて、第１図記載のものにおける「演算段１７」、「演算段１６ａ」、「中間記憶装置１８」及び「演算段１９」が、上記（ア）でいう「他の演算装置」に含まれる「第２演算部」を構成し、「平均雑音値Ｓ（θ）（の予測値Ｔ（θ））と最大雑音値との比（Ｔ（θ）／Ａ）」を演算している。
　同じく（カ）の記載からみて、「演算段１９」はまた、（ア）でいう「第３演算部」をも構成しており、（ア）でいう「この比の根である調整量」（（カ）でいう「値Ｃ（θ）」）を演算して出力している。
（４−２）次に、上記（４−１）で述べた演算結果である「調整量」（すなわち「値Ｃ（θ）」）が、上記（３）で述べた原放射強度ＩＯの増減制御において、どのように使われているかを、引用刊行物の記載から検討すると、上記（キ）の記載からみて、第１図記載のものにおいては、「検出器９」、「比較回路（差動増幅器）２１」、「調整素子２０」、「Ｘ線管１」が周知のフィードバック制御系を形成し、調整量Ｃ（θ）の値に原放射強度ＩＯが追従するように増減制御が行われていることが明らかである。
（４−２）次に、第２図に示される平均雑音値Ｓ（θ）の変化曲線と、調整量Ｃ（θ）（ひいては原放射強度ＩＯ）の変化との関係がどうなっているかについて、引用刊行物の記載（特に第２図及び上記（オ）の記載）を子細に検討する。
（４−３）上記（オ）の記載をみると、第２図に示される雑音値Ｓ（θ）の変化曲線において、「（雑音値Ｓ（θ）の）最大値は、中心のビーム光線４がほぼ、楕円体形状とみなすことのできる身体６の主軸の方向に、すなわち、第１図に示す位置に直交する方向に延在する場合に得られ、最小値は上記の方向に直交する方向（第１図の位置）で得られる」との記載がある。
　この記載が、Ｘ線ビームの中心「４」が被検体の真正面方向及びそれに対向した方向（「身体６の主軸の方向、すなわち第１図に示す位置に直交する方向」）に一致したときに雑音値Ｓ（θ）が最小値をとり、Ｘ線ビームの中心「４」が被検体の左右の各真横方向（「第１図の位置」及びそれと対向する方向）に一致したときに雑音値Ｓ（θ）が最大値を採ることを意味するということは、当業者にとって明らかである。
　なお、このことは、上記（エ）の測定誤差δに関する式「δ２（Ｉ（θ、ｐ））＝１／Ｉ（θ、ｐ）」及び雑音値Ｓ（θ）に関する式（２）「Ｓ（θ）＝｛Σａｐ・１／Ｉ（θ、ｐ）｝・１／Σａｐ」に照らせば、身体の放射線吸収が最大であって、検出器７で測定される放射強度Ｉ（θ、ｐ）が最小となるとき（真横方向の照射時）に、雑音値Ｓ（θ）が最大になり、身体の放射線吸収が最小であって測定放射強度Ｉ（θ、ｐ）が最大となるとき（真正面方向の照射時）に、雑音値Ｓ（θ）が最小となることを意味することが理解できる。
（４−４）他方、調整量Ｃ（θ）は、上記（カ）の記載によれば、式「Ｃ（θ）＝（Ｔ（θ）／Ａ）λ」で表される。
　上記（カ）の記載によれば、Ｔ（θ）は平均雑音値Ｓ（θ）の「予測値」であり、「Ｔ（θ）＝ｄ１・Ｓ（θ−１）＋ｄ２・Ｓ（θ−２）＋ｄ３・Ｓ（θ−３）＋・・・」なる式（４）で表される。
　（カ）の記載によれば、「最も簡単な例では、ｄ１＝１およびｄ２＝ｄ３＝・・・＝ｄｉ＝０である」とされているから、その場合には式（４）は「Ｔ（θ）＝Ｓ（θ−１）」となる。
　この場合には同式からみて、雑音の予測値Ｔ（θ）は、第２図の雑音値Ｓ（θ）の増減曲線を角度位置θの１単位分（すなわちθとθ−１の差分）だけ右にずらせた曲線になることが理解される。
　したがって、Ｔ（θ）の最大値及び最小値が得られる角度位置は、厳密に言えば、それぞれ第２図の雑音値Ｓ（θ）の最大値及び最小値が得られる角度位置から角度位置θの１単位分（すなわちθとθ−１の差分）だけ右にずれた角度位置である。
　しかし、上記（カ）の冒頭の記載によれば、雑音値Ｓ（θ）が互いに隣接する角度位置の間で（すなわちθとθ−１の間で）「ほんのわずかしか相違しない」ので、θとθ−１との角度位置の差も僅かで、ほぼ同じ角度位置といえる程度のものであることが理解できる。
　したがって、結局のところ、予測値Ｔ（θ）は第２図の雑音値Ｓ（θ）の特性曲線と「ほぼ同じ（角度位置θの１単位分だけ相違する）角度位置」において最大値及び最小値をとることになることが理解できる。
（４−５）上記（カ）の記載（必要であれば更に第５欄３９行〜第６欄１８行の記載を参照）によれば、Ｃ（θ）を表す式の中の「Ａ」は、定数であるところの最大平均雑音値Ｓｍ（θ）である。したがって、「Ｔ（θ）／Ａ」は、Ｔ（θ）と全く同じ角度位置において最大値及び最小値をとる。
　したがって、結局、「Ｔ（θ）／Ａ」も第２図の平均雑音値Ｓ（θ）の最大値及び最小値の得られる角度位置θとほぼ同じ角度位置において最大値及び最小値をとることが理解できる。（なお、予測値Ｔ（θ）を最大平均雑音値Ａで除すことにより正規化しているので、「Ｔ（θ）／Ａ」の最大値と最小値は１と０の間の値をとる。）
（４−６）更に、上記（カ）の記載によれば、調整量Ｃ（θ）を表す式中の「λ」は、「λ＝０．５（平方根に相当する）」が最適であるとされている。この場合は、上記式の「（Ｔ（θ）／Ａ）λ」は「（Ｔ（θ）／Ａ）１／２」となる。
　この式で表される値は、上記の「Ｔ（θ）／Ａ」と全く同じ角度位置において最大値及び最小値をとることが明らかである。
　このことが当業者にとって意味するところは、調整量Ｃ（θ）が、第２図の雑音値Ｓ（θ）の最大値及び最小値の得られる角度位置θとほぼ同じ角度位置において最大値及び最小値をとるということである。（なお、λが厳密に０．５でなくても同様となる。）
（４−７）上記（４−２）のように、原放射強度ＩＯは調整量Ｃ（θ）の増減に追従して増減するので、原放射強度ＩＯが、上記（４−６）で述べたＣ（θ）と同じ角度位置で最大値および最小値を採るように制御されることが分かる。
　したがって、結局のところ、原放射強度ＩＯは、雑音値Ｓ（θ）が最小値を採るＸ線照射方向の角度位置（上記（４−３）で述べたように、Ｘ線ビームの中心が被検体の真正面方向及びその対向方向に一致する位置）とほぼ同じ角度位置（１単位分だけ余分に回転した位置）において最小値を採り、雑音値Ｓ（θ）が最大値を採るＸ線照射方向の角度位置（上記（４−３）で述べたように、Ｘ線ビームの中心が被検体の左右各真横方向に一致する位置）とほぼ同じ角度位置（１単位分だけ余分に回転した位置）において最大値を採るように制御されることが、引用刊行物の記載から当業者に明らかである。
（４−８）最後に、Ｘ線ビームの角度位置が、原放射強度ＩＯが最大値および最小値を採る角度位置の間にある場合（すなわち、両角度位置の間でＸ線管が回転しつつある期間）に、原放射線強度がどのように変化するかについて検討する。
　上記式「Ｃ（θ）＝（Ｔ（θ）／Ａ）λ」を前記と同様に検討すればただちに理解できるように、調整量Ｃ（θ）は、第２図の雑音値Ｓ（θ）と同じ増減傾向を持つから、類似の形状の増減曲線を描くことになる。
　他方、Ｃ（θ）の増減制御は、角度位置θの１単位（θとθ−１との角度位置の差分）ごとに行われ、連続的には行われない（すなわちディスクリートに制御が行われる）。このため、厳密に言えば、最大値と最小値の両角度の間の曲線は、完全には滑らかにはならない。
　しかし、上記（カ）の冒頭の記載によれば、雑音値Ｓ（θ）が互いに隣接する角度位置の間で（すなわちθとθ−１の間で）「ほんのわずかしか相違しない」ので、調整量Ｃ（θ）、ひいては原放射強度ＩＯも、互いに隣接する角度位置の間で「ほんのわずかしか相違しない」ことになり、結局のところ、最大値と最小値との間で完全に滑らかではないにしろ「ほぼ滑らか」に増減することは、当業者にとって明らかである。
（４−９）なお、原放射強度ＩＯが上記（４−７）及び（４−８）で述べたように制御されることによって、検出装置７で測定される放射強度値Ｉ（θ、ｐ）が変化し、結果として雑音値Ｓ（θ）も最大値と最小値の差が小さくなるような方向に変化することが考えられるが、このことは、上記（４−７）及び（４−８）で述べた「原放射強度ＩＯを、Ｘ線ビームの中心が被検体の真正面方向及びその対向方向に一致する位置とほぼ同じ角度位置において最小値を採り、Ｘ線ビームの中心が被検体の左右各真横方向に一致する位置とほぼ同じ角度位置において最大値を採り、その中間位置では最大値と最小値の間でほぼ滑らかに変化するように制御する」という技術思想が、当業者からみて引用刊行物に開示されていると言えるという事実を否定するものではない。
　以上（１）から（４−９）で述べた引用刊行物の記載事項によれば、引用刊行物には、次の発明（「引用刊行物記載の発明」という）が記載されていると認められる。
　「被検体を間にして互いに対向配置されたＸ線管とこのＸ線管から照射されて該被検体を透過したＸ線を検知するＸ線検知器とを備え、該Ｘ線管とＸ線検知器とが対向されたまま被検体を中心として回転するとともに、該Ｘ線検知器から得られる出力を基にして断面像を作成するＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線管から放出され被検体に入力されるＸ線ビームの強度を、該Ｘ線ビームの中心が前記被検体の真正面方向及びそれに対向した方向にほぼ一致したときを最小値に、前記Ｘ線ビームの中心が被検体の左右の各真横方向にほぼ一致したときに最大値にし、かつ前記最大値と最小値の間で回転しつつある前記Ｘ線管から放射されるＸ線強度を前記Ｘ線管の位置に応じてほぼ滑らかに増減するＸ線強度増減手段を備え、前記Ｘ線強度増減手段によってほぼ滑らかにＸ線強度を増減されたＸ線を前記被検体に照射して走査を行うＸ線ＣＴ装置」
３．対比
　本願発明と引用刊行物記載の発明とを対比すると、両者は
「被検体を間にして互いに対向配置されたＸ線管とこのＸ線管から照射されて該被検体を透過したＸ線を検知するＸ線検知器とを備え、該Ｘ線管とＸ線検知器とが対向されたまま被検体を中心として回転するとともに、該Ｘ線検知器から得られる出力を基にして断面像を作成するＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線管から放射され被検体に入力されるＸ線ビームの物理量を、該Ｘ線ビームの中心が前記被検体の特定方向に一致したときを最小値に、前記Ｘ線ビームの中心が被検体の他の特定方向に一致したときに最大値にし、かつ前記最大値と最小値の間で回転しつつある前記Ｘ線管から放射されるＸ線の物理量を前記Ｘ線管の位置に応じて増減するＸ線増減手段を備え、前記Ｘ線増減手段によってＸ線の物理量を増減されたＸ線を前記被検体に照射して走査を行うことを特徴とするＸ線ＣＴ装置」である点で一致し、以下の３点で相違する。
（ａ）本願発明は、Ｘ線ビームの中心が、被検体の真正面方向及びそれに対向した方向に一致したときにＸ線を最小値にし、被検体の左右の各真横方向に一致したときにＸ線を最大値にするのに対し、引用刊行物記載の発明は、被検体の真正面方向及びそれに対向した方向に「ほぼ」一致したときにＸ線を最小値にし、被検体の左右の各真横方向に「ほぼ」一致したときにＸ線を最大値にするようにしている点。
（ｂ）本願発明は、Ｘ線管から放射されるＸ線の物理量をＸ線管の位置に応じて滑らかに増減するのに対し、引用刊行物記載の発明は、「ほぼ」滑らかに増減するようにしている点。
（ｃ）本願発明は、Ｘ線のエネルギを増減しているのに対し、引用刊行物記載の発明は、Ｘ線の強度を増減している点。
４．相違点に関する当審の判断
　まず相違点（ａ）について検討すると、引用刊行物記載の発明において、原Ｘ線強度を最小値又は最大値にするときのＸ線ビームの中心の位置が被検体の真正面方向又は真横方向に厳密に一致しない（すなわち位置角度θの１単位分だけ回転方向にずれる）理由は、上記２．（４−４）で述べたように、雑音値Ｓ（θ）によって直接に調整量Ｃ（θ）（ひいては原放射線強度ＩＯ）を制御せずに、雑音値Ｓ（θ−１）から演算した次の角度位置における雑音の予測値Ｔ（θ）を用いて制御していることによる。
　しかしながら、上記２．（４−４）で指摘したように、角度位置の１単位分（θとθ−１との間の角度）というのは、Ｓ（θ）とＳ（θ−１）（＝Ｔ（θ））とが互いに「ほんのわずかしか相違しない」程度の僅かな角度量でしかないことを考慮すると、当業者からみれば、予測値Ｔ（θ）を演算に用いることと雑音値Ｓ（θ）を演算に用いることは実質的に同じことである。
　加えて、引用刊行物の特許請求の範囲には、第１図の実施例に記載のもの（引用刊行物記載の発明）の上位概念の発明として、予測値Ｔ（θ）を用いることなく直接に雑音値Ｓ（θ）を演算に持ちいるものが記載されている（上記（ア）の記載によれば、予測値Ｔ（θ）ではなく雑音値Ｓ（θ）と、最大雑音値Ａとの比を演算するものとされている）。
　引用刊行物におけるこのような開示に接した当業者であれば、雑音が厳密に最大値の場合に原放射強度を最大にし、雑音が厳密に最小の場合に原放射強度を最小にするという技術思想を把握しうるものである。
　してみると、引用刊行物記載の発明において、予測値Ｔ（θ）を用いて制御することに代えて、雑音値Ｓ（θ）によって制御するようにする（この場合は、Ｘ線ビームの中心が被検体の真正面及び真横方向に厳密に一致するときに最小値及び最大値を採る）ことに、当業者にとっての格別の技術的困難はないものと言わざるを得ない。
　次に相違点（ｂ）について検討すると、引用刊行物記載の発明においてＸ線放射強度が完全に滑らかではなく「ほぼ」滑らかに増減する理由は、増減制御が連続的ではなく角度位置の１単位分（θとθ−１との間の角度差）ごとに行われるためである。
　しかし、上記のように、Ｓ（θ）とＳ（θ−１）（＝Ｔ（θ））とが互いに「ほんのわずかしか相違しない」ことを考慮すると、Ｃ（θ）とＣ（θ−１）との間も、ひいてはＩＯ（θ）とＩＯ（θ−１）との間も、ほんのわずかしか相違しないものであり、当業者からみれば、実質的には「滑らか」と言っても良いものである。加えて、連続的な制御自体は周知の技術であるから、連続的な制御を採用して滑らかな増減を行うようにすることは、当業者の採りうる設計上の選択肢の一つに過ぎない。
　最後に相違点（ｃ）について検討すると、「Ｘ線強度」とは「単位時間当たりに放射されるＸ線エネルギの量」のことであるから、引用刊行物１記載の発明において「Ｘ線強度」を増減することは、「単位時間あたりに放射されるＸ線エネルギの量」を増減することにほかならなず、また、本願明細書の第００３１段落の記載に照らせば、本願発明においては「要はＸ線エネルギの増減を行えばよい」のであるから、両者の間に実質的な差異はない。
　また本願発明の作用効果についてみても、引用刊行物記載の発明の目的である「信号対雑音比の改善」による「測定精度の向上」、及び「患者の放射負担の軽減」以外に、格別のものはなく、引用刊行物の記載から予測される範囲を超えない。
５．むすび
　以上のとおりであるから、本願発明は、引用刊行物に記載された発明に基づいて当業者が容易に発明することができたものであるので、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。
　よって、結論のとおり審決する