【事件の表示】
　特願２０１３−５０２９１６「３次元陽子コンピュータ断層撮影のための高性能計算（ＨＰＣ−ＰＣＴ）」拒絶査定不服審判事件〔平成２３年１２月２９日国際公開、ＷＯ２０１１／１６２８５１、平成２５年　７月　４日国内公表、特表２０１３−５２７９１８〕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
　本件は、平成２３年（２０１１年）４月４日（パリ条約による優先権主張　外国庁受理　２０１０年４月２日、米国）を国際出願日とする出願であって、平成２６年４月３日付けで手続補正がなされ、同年４月３０日付けで拒絶理由が通知され、同年９月３日に意見書が提出されるとともに手続補正がなされたが、同年１０月２９日付けで拒絶査定がなされ、これに対して、平成２７年３月５日に拒絶査定不服審判請求ががなされるとともに、同時に手続補正がなされたものである。
　
２　平成２７年３月５日になされた手続補正（以下「本件補正」という。）について
（１）補正の内容
　本件補正は、補正前（平成２６年９月３日付け手続補正書によるもの）の特許請求の範囲の請求項１を引用する請求項３につき、
「【請求項１】
　陽子コンピュータ断層撮影（ｐＣＴ）検出器システムであって、
　該システムは、
　撮像されるべき物体の第１の側に順番に並んだ２つの追跡検出器と、
　該撮像されるべき物体の反対側に順番に並んだ２つの追跡検出器と、
　熱量計と、
　コンピュータクラスタと
　を含み、
　該追跡検出器は、プラスチックシンチレーションファイバを含む、ｐＣＴ検出器システム。・・・
【請求項３】
　前記プラスチックシンチレーションファイバは、撮像場の全領域をカバーするように、１列に充填される、請求項１に記載のｐＣＴ検出器システム。」
とあったものを、独立形式の請求項１として、
「【請求項１】
　陽子コンピュータ断層撮影（ｐＣＴ）検出器システムであって、
　該システムは、
　撮像されるべき物体の第１の側に順番に並んだ２つの追跡検出器と、
　該撮像されるべき物体の反対側に順番に並んだ２つの追跡検出器と、
　熱量計と、
　コンピュータクラスタと
　を含み、
　該追跡検出器は、プラスチックシンチレーションファイバを含
み、
　該プラスチックシンチレーションファイバは、撮像場の全領域をカバーする１列に充填される、
に補正する内容を含むものである（下線は請求人が付したとおりである。）。
　
（２）補正の目的
　本件補正は、補正前の請求項１を削除し、請求項３を請求項１とするものであるから、上記１の本件補正は、特許法第１７条の２第５項第１号に掲げる請求項の削除を目的とするものに該当する。
　したがって、本件補正は適法なものであると認められる。
　
３　本願発明
　上記２のとおり、本件補正は適法なものであると認められるから、本願の請求項に係る発明は、平成２７年３月５日付け手続補正により補正された特許請求の範囲の記載からみて、その特許請求の範囲の請求項１ないし２４に記載された事項により特定されるものと認められるところ、請求項１に係る発明は、上記２（１）において本件補正後のものとして記載したとおりのものと認める（以下「本願発明」という。）。
　
４　刊行物の記載
（１）原査定の拒絶の理由に引用された、本願出願の優先日前に頒布された
Schulte, R. et al. Conceptual design of a proton computed tomography system for applications in proton radiation therapy, IEEE Transactions on Nuclear Science, Vol.51, Issue.3, 2004, p.866-872（以下「引用文献１」という。）には、以下の記載がある（訳は、当審において合議体が作成した。また、下線は当審にて付した。さらに下記の「Ｅｉｎ」のＥ、「Ｅｏｕｔ」のＥ、「（ｓ，ｔ，ｕ）」は、英文、翻訳いずれもイタリック体文字である。以下同じ。）。
ア　「II. DESIGN SPECIFICATIONS
 The requirements for a pCT system designed for applications in proton therapy are dictated by the needs for accurate and safe proton beam delivery. The system must be integrated into a medical environment and, therefore, meet certain safety and practical constraints. The design specifications of 
a pCT scanner for applications in proton therapy
 
The protons used for imaging must have sufficient energy to penetrate the body part to be imaged.
200 MeV
（設計仕様
　陽子線治療に応用するｐＣＴシステムの設計は、正確で安全な陽子ビーム供給というニーズによって決定される。当該システムは医療環境に統合されるべきものであるため、一定の安全性と実用的な制約を満たす。
陽子治療に応用するｐＣＴスキャナー
画像形成に用いる陽子は映像化のため身体を透過するのに十分なエネルギーを持
２００ＭｅＶの
　
イ　「III. pCT HARDWARE DESIGN
A. Concept
 The proposed approach to 
single-proton-tracking CT
A proton-tracking detector is arranged on both sides of the patient, which records the entrance and exit points and angles of individual protons. Protons are stopped in a scintillator array to measure their energy.
　
B. 
Proton Tracking System
 To determine the most likely proton path, entry and exit points as well as directions must be measured with a spatial accuracy better than the image pixel size (1 mm×1 mm). This requires 
pairs of two-dimensional (2-D) position-sensitive tracking systems on both sides of the patient
the particle tracking system
including
scintillating fibers
 There are two major Si detector structures for tracking applications: Si strip detectors (SSD) and Si pixel detectors (SPD). For 2-D position sensitivity (X-Y), double-sided SSD (D-SSD) and pixel detectors are the most frequently used detector structures for tracking purposes. 」（８６７頁左欄下から４行〜右欄２４行）
（ＩＩＩ　ｐＣＴ装置設計
Ａ．概念
　
単陽子追跡ＣＴ
個々の陽子の入射点と出射点と角度を記録する陽子追跡探知器が患者の両側に配置され
陽子
エネルギーを測定するシンチレーターアレイで止め
　
Ｂ．
陽子追跡システム
　最も可能性が高い陽子の通り道を決定するために、方向と同様に入射点と出射点がイメージピクセルのサイズ（１ｍｍ×１ｍｍ）より高い空間精度で測定されなければならない。このため
患者の両側に対の二次元（２−Ｄ）位置敏感型追跡システム
粒子追跡システムは
シンチレーターファイバーを含
　
ウ　上記イで言及される図１は、次のものである。.
　
Fig. 1. Schematic of the proposed approach to pCT. Protons with known entry energy Ein are recorded one by one in the detector reference system (s,t,u) as they traverse the image object from many different projection angles φ. The recorded data include entry and exit positions and entry and exit angles as well as exit energy Eout in the 
energy detector
（（Ｆｉｇ．１の説明の訳）図１　ｐＣＴの解決案の概略図。イメージ対象の異なった多くの投影角φで横断した既知のエネルギーＥｉｎの陽子１つ１つが検出基準システム（ｓ，ｔ，ｕ）によって記録される。記録されたデータは、
エネルギー検知器
　
エ　「A novel detector structure, called 
Si stripixel detector (SSPD)
each pixel is divided into an X- and Y-cell, which are connected and read out by projective X and Y strips
each proton hit the resulting charge is shared between the X-cell and the Y-cell in a given pixel
（最近ＢＮＬ［４］で開発された、
Ｓｉストライピクセル検知器（ＳＳＰＤ）
各ピクセルは１つのＸ−とＹ−のセルに分けられ、接続されてそれぞれ投影されたＸとＹのストライプとして読み出され
与えられたピクセル中で、各陽子ヒットの結果の電荷がＸ−セルとＹ−セルでシェアされる
　
オ　上記ア、イ及びエの記載を踏まえて、上記ウの図１をみると、患者の両側に配置される対の二次元（２−Ｄ）位置敏感型追跡システム（陽子追跡システム）の各陽子追跡探知器のＸ−とＹ−のセルは、患者の両側それぞれで順番に並んだものであることがみてとれる。
　
カ　引用発明
「単陽子追跡ＣＴであって、
　画像形成に用いる陽子は映像化のため身体を透過するのに十分な２００ＭｅＶのエネルギーを持ち、
　個々の陽子の入射点と出射点と角度を記録する、対の二次元（２−Ｄ）位置敏感型追跡システムである、陽子追跡探知器が患者の両側に配置される陽子追跡システムと、
　エネルギーを測定するシンチレーターアレイで前記陽子を止めるエネルギー検知器とを備え、
　前記陽子追跡システムは、シンチレーターファイバーを含み、
　前記陽子追跡システムは、各ピクセルは１つのＸ−とＹ−のセルに分けられ、接続されてそれぞれ投影されたＸとＹのストライプとして読み出され、与えられたピクセル中で、各陽子ヒットの結果の電荷がＸ−セルとＹ−セルでシェアされるＳｉストライピクセル検知器（ＳＳＰＤ）であり、
　患者の両側に配置される対の二次元（２−Ｄ）位置敏感型追跡システム（陽子追跡システム）の各陽子追跡探知器のＸ−とＹ−のセルは、患者の両側それぞれで順番に並んだものである、
　陽子治療に応用するｐＣＴスキャナー。」
　
（２）同じく、本願出願の優先日前に頒布されたP. Pemler, et al. A detector system for proton radiography on the gantry of the Paul-Scherrer-Institut, Nuclear Instruments and Methods in Physics Research A, Vol.432 No.2-3, 1999, p.483-495（以下「引用文献２」という。）には、以下の記載がある。
ア　「These calculations are based on photon absorption coefficients available 
from Computer Tomography (CT)
be transformed into proton stopping power
（これらの計算は、
コンピューター断層撮影（ＣＴ）
陽子停止パワーに変換される
　
イ　「To this purpose we have developed a system consisting of plastic scintillators and photomultiplier (PM) together with fast logic modules (ECL technology) and high-speed computer boards (VMEbus) allowing to acquire a sufficient number of the events for one radiograph within 10-20 s with a proton rate of 106s-1. The system is mounted on retractable supports (which limit the size of the detectors) on the isocentric gantry for proton therapy at the Paul Scherrer Institute (PSI)[3].
 The basic concept of the FROG detectors (Fast proton Radiography On the PSI Gantry) is depicted in Fig. 1. The entrance and the exit coordinates are measured with two identical scintillating fiber hodoscopes. They are described in the next section. The residual range is determined directly with a range telescope. The telescope consists of a stack of closely packed and optically isolated plastic scintillator tiles.」（４８４頁左欄９〜２７行）
（この目的のため、プラスチックシンチレータ及び光電子増倍管（ＰＭ）とともに、１０−２０秒あたり１０６ｓ−１の陽子レートの、陽子線撮影１枚に十分な数の事象を得ることができる、高速ロジックモジュール（ＥＣＬテクノロジー）及び高速コンピュータボード（ＶＭＥｂｕｓ）からなるシステムを開発したところである。このシステムはポール・シェラー研究所（ＰＳＩ）［３］において、陽子治療用アイソセントリックガントリーの上の（探知器の大きさを制限する）格納式のサポートに設置された。ＦＲＯＧ検知器の基本概念（ＰＳＩガントリー上の高速陽子撮影）は図１に描いたとおりである。入口と出口の座標は２つの同一のシンチレーティングファイバーホドスコープで測定される。それらは次のセクションで記述する。残留飛程は直接レンジ測定器で決定される。測定器は密接にパックされ積み重ねられ、光学的に独立したプラスチックシンチレータータイルからなる。）
　
ウ　上記イで言及される図１は、次のものである。
Fig. 1. Layout of the detector system. 
Entrance and the exit coordinates are measured with two identical scintillating fiber hodoscopes.
proton radiography
（（Ｆｉｇ．１の説明の訳）図１　探知器システムのレイアウト　
入口と出口の座標は２つの同一のシンチレーティングファイバーホドスコープで測られる
陽子線撮影
　
エ　「Multiple coulomb scattering deflects the proton from it's initial direction and limits the spatial resolution of proton radiography. For 
a 200 MeV proton
（多数のクーロン散乱が陽子を最初の方向から逸脱させる、陽子線撮影の空間分解能が制限される。
２００のＭｅＶの陽子
　
オ　「The fiber hodoscope for measuring the coordinates of each single proton is designed to have a sensitive area of about 220 mm in y- and 32 mm in x-direction and a spatial resolution of about 1 mm. These dimensions cover the area reached by the beam if a FWHM of about 10 mm is assumed. 
We used Bicron BCF 12 square fibers
（各単陽子の座標を測定するファイバーホドスコープは、ｙ−方向２２０ｍｍ、ｘ−方向３２ｍｍの測定領域を有し、約１ｍｍの空間分解能を有するよう設計した。この面積は、もしＦＷＨＭが約１０ｍｍと想定される場合にビームが到達する領域をカバーする。我々は減衰時間３．２ｎｍ、捕集効率４．４％及び最大発光波長４３５ｎｍの、
Ｂｉｃｒｏｎ　ＢＣＦ　１２
ファイバーを使用した
　
カ　引用文献２に記載の事項
　上記アないしオによれば、引用文献２には、次の事項（以下「引用文献２に記載の事項」という。）が記載されているものと認められる。
「２００のＭｅＶの陽子を用いたコンピューター断層撮影（ＣＴ）において、陽子の入口と出口の座標を２つの同一の、Ｂｉｃｒｏｎ　ＢＣＦ　１２のファイバーを使用したシンチレーティングファイバーホドスコープで測る点。」
　
５　対比・判断
（１）本願発明と引用発明とを対比する。
ア　引用発明の「ｐＣＴスキャナー」は、「単陽子追跡ＣＴであって」、「陽子治療に応用する」ものであって、「画像形成に用いる陽子は映像化のため身体を透過するのに十分な２００ＭｅＶのエネルギーを持」つ「スキャナー」であるから、陽子コンピュータ断層撮影（ｐＣＴ）に用いる検出器のシステムであるといえる。
　したがって、引用発明の「単陽子追跡ＣＴであって、画像形成に用いる陽子は映像化のため身体を透過するのに十分な２００ＭｅＶのエネルギーを持」つ「陽子治療に応用するｐＣＴスキャナー」は、本願発明の「陽子コンピュータ断層撮影（ｐＣＴ）検出器システム」の点で一致する。
　
イ　引用発明の「陽子追跡システム」は、「個々の陽子の入射点と出射点と角度を記録する、対の二次元（２−Ｄ）位置敏感型追跡システムである、陽子追跡探知器が患者の両側に配置される」ものであって、「各ピクセルは１つのＸ−とＹ−のセルに分けられ、接続されてそれぞれ投影されたＸとＹのストライプとして読み出され、与えられたピクセル中で、各陽子ヒットの結果の電荷がＸ−セルとＹ−セルでシェアされるＳｉストライピクセル検知器（ＳＳＰＤ）であり、患者の両側に配置される対の二次元（２−Ｄ）位置敏感型追跡システム（陽子追跡システム）の各陽子追跡探知器のＸ−とＹ−のセルは、患者の両側それぞれで順番に並んだものである」から、撮影されるべき患者の入射側に順番に並んだＸ−とＹ−の２つのセルと、撮影されるべき患者の出射側に順番に並んだＸ−とＹ−の２つのセルとからなるものであるといえる。
　したがって、引用発明の、「個々の陽子の入射点と出射点と角度を記録する、対の二次元（２−Ｄ）位置敏感型追跡システムである、陽子追跡探知器が患者の両側に配置される」ものであって、「各ピクセルは１つのＸ−とＹ−のセルに分けられ、接続されてそれぞれ投影されたＸとＹのストライプとして読み出され、与えられたピクセル中で、各陽子ヒットの結果の電荷がＸ−セルとＹ−セルでシェアされるＳｉストライピクセル検知器（ＳＳＰＤ）であり、患者の両側に配置される対の二次元（２−Ｄ）位置敏感型追跡システム（陽子追跡システム）の各陽子追跡探知器のＸ−とＹ−のセルは、患者の両側それぞれで順番に並んだものである」「陽子追跡システム」は、本願発明の「撮像されるべき物体の第１の側に順番に並んだ２つの追跡検出器と、該撮像されるべき物体の反対側に順番に並んだ２つの追跡検出器と」を含む「システム」の点で一致する。
　
ウ　引用発明の「エネルギー検知器」は、「エネルギーを測定するシンチレーターアレイで前記陽子を止める」ものであるところ、陽子のエネルギを測定するものであるから、本願発明の「熱量計」に相当する。
　
エ　引用発明の「陽子追跡システム」は、「シンチレーターファイバーを含」むから、本願発明の「プラスチックシンチレーションファイバを含」む「追跡検出器」と、「シンチレーションファイバを含」む「追跡検出器」の点で一致する。
　
オ　上記アないしエによれば、両者は、
「陽子コンピュータ断層撮影（ｐＣＴ）検出器システムであって、
　該システムは、
　撮像されるべき物体の第１の側に順番に並んだ２つの追跡検出器と、
　該撮像されるべき物体の反対側に順番に並んだ２つの追跡検出器と、
　熱量計と、を含み、
　該追跡検出器は、シンチレーションファイバを含む、ｐＣＴ検出器システム。」
である点で一致し、下記各点で相違する。
　
（ア）本願発明は「コンピュータクラスタ」を含むのに対して、引用発明はこのようなものを含むと特定されない点（以下「相違点１」という）。
　
（イ）本願発明の「追跡検出器」は、「プラスチックシンチレーションファイバ」を含み、「撮像場の全領域をカバーする１列に充填される」ものであるのに対して、引用発明の「陽子追跡システム」の「シンチレーターファイバー」は「プラスチック」と特定されず、またカバーする領域と充填の形式が特定されない点（以下「相違点２」という）。
　
（２）判断
ア　上記相違点１について検討する。
　引用発明は「映像化」のための具体的な手段を特定しないが、陽子線を用いたＣＴにおいてコンピュータクラスタを用いることは本願優先日当時において周知技術であるから（例えば、特表２００８−５４５１２７号公報　段落【０００７】〜【０００９】、【００５７】参照）、引用発明において、「映像化」のための具体的な手段としてコンピュータクラスタを用いて、本願発明に係る上記相違点１の構成となすことは、当業者が容易になし得ることである。
　
イ　上記相違点２について検討する。
（ア）引用発明の「陽子追跡システム」は、「シンチレーターファイバーを含」み、「患者の両側に配置され」て、「映像化のため身体を透過するのに十分な２００ＭｅＶのエネルギーを持」つ「画像形成に用いる陽子」の「個々の陽子の入射点と出射点と角度を記録する、対の二次元（２−Ｄ）位置敏感型追跡システムである」といえる。
　
（イ）これに対して、引用文献２には、「２００のＭｅＶの陽子を用いたコンピューター断層撮影（ＣＴ）において、陽子の入口と出口の座標を２つの同一の、Ｂｉｃｒｏｎ　ＢＣＦ　１２のファイバーを使用したシンチレーティングファイバーホドスコープで測る点」（引用文献２に記載の事項）が記載され、当該「Ｂｉｃｒｏｎ　ＢＣＦ　１２のファイバー」がプラスチックのシンチレーティングファイバーであることは本願優先日当時周知の事項である（例えば、米国特許出願公開第２００７／０１２９５９３号明細書　３頁右欄［００３９］、及び、米国特許出願公開第２００７／０１２８７９号明細書　３頁左欄［００４２］参照。）。
　
（ウ）そうすると、引用文献２に記載の事項のプラスチックのシンチレーティングファイバーホドスコープは２００ＭｅＶのエネルギーを持つ陽子に十分適用可能なものであるから、引用文献２に接した当業者が、引用発明のシンチレーターファイバーとして引用文献２に記載の事項のプラスチックのシンチレーティングファイバーホドスコープを採用することを妨げる格別の要因はない。
　
（エ）また、引用発明の「陽子追跡システム」は、「シンチレーターファイバーを含み」、「各ピクセルは１つのＸ−とＹ−のセルに分けられ、接続されてそれぞれ投影されたＸとＹのストライプとして読み出され、与えられたピクセル中で、各陽子ヒットの結果の電荷がＸ−セルとＹ−セルでシェアされるＳｉストライピクセル検知器（ＳＳＰＤ）であ」るから、Ｘ−とＹ−のセルそれぞれをシンチレーターファイバーで構成してＸとＹのストライプとして読み出されるよう構成するに際して、当該シンチレーターファイバーを隙間無く充填して配置することは不感領域を作らないという当然に考慮すべき事項であり、また、これを１列とする配置は通常の配置であって、当業者が適宜定め得る設計的事項にすぎない。
　また、当該陽子追跡システムを、「患者」のどの部分をカバーするかは、「映像化」したい範囲に合わせて適宜定めるべきものであるところ、「患者」の「映像化」したい範囲の全領域をカバーするものとなすことは、当業者が適宜定め得る設計的事項にすぎない。
　したがって、引用発明において、「シンチレーターファイバー」をプラスチックシンチレーターファイバーとなした上で、患者の映像化したい範囲の全領域をカバーする１列に充填されたものとなし、本願発明に係る上記相違点２の構成となすことは、当業者が適宜なし得る設計的事項にすぎない。
　
ウ　小括
　上記ア及びイでの検討によれば、引用発明において、相違点１及び２に係る本願発明の構成とすることは当業者が容易になし得ることと認められる。
　したがって、本願発明は、当業者が引用発明、引用文献２に記載の事項及び上記周知技術に基づいて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。
　
６　むすび
　以上のとおり、本願発明は、引用発明、引用文献２に記載の事項及び上記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り、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から、本願の他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。