2016-002466

特願２０１３－１９５４５７「陽電子放出断層撮影－磁気共鳴断層撮影複合装置」拒絶査定不服審判事件〔平成２６年　２月２０日出願公開、特開２０１４－　３２２０４〕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、２００５年（平成１７年）１２月２９日（パリ条約による優先権主張　２００４年１２月２９日　 米国、２００５年１１月２３日　 米国）を国際出願日として出願した特願２００７－５４９５７５号の一部を、平成２５年９月２０日に新たに出願したものであって、平成２６年８月２２日付けで拒絶理由が通知され、同年１１月１８日付けで意見書及び手続補正書が提出され、平成２７年３月１７日付けで最後の拒絶理由が通知され、同年５月１５日付けで意見書及び手続補正書が提出され、同年１０月１４日付けで拒絶査定されたところ、平成２８年２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。 その後当審において同年９月２７日付けで拒絶理由が通知され、同年１２月２１日付けで意見書及び手続補正書が提出され、再度、当審において平成２９年３月９日付けで拒絶理由が通知され、同年７月１３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 本願請求項１～６に係る発明は、平成２９年７月１３日付け手続補正により補正された特許請求の範囲の請求項１～６に記載の事項により特定される発明であると認める。 そのうち、請求項１に係る発明(以下、「本願発明１」という。）は、以下のとおりのものである。 「　　【請求項１】 陽電子放出断層撮影－磁気共鳴断層撮影複合装置において、 磁気共鳴スキャナの視野であってこの視野内で画像化される被検体の核から核磁気共鳴信号を誘導するための磁場を発生する磁石を含む磁気共鳴スキャナと、 前記磁石内に配置された患者用ベッドと、 シンチレータ及び前記シンチレータに光学的に結合された固体光検出器を含む少なくとも１対の平面形陽電子放出断層撮影検出器パネルであって、前記患者用ベッド上の患者が前記磁気共鳴スキャナ及び前記平面形陽電子放出断層撮影検出器パネルにより連続的に撮像されるように、前記磁気共鳴スキャナの視野外であって、かつ前記磁石の近傍の位置に配置されるとともに、１８０°の間隔をあけて、前記患者用ベッド上の患者の周りを回転するように構成された少なくとも１対の平面形陽電子放出断層撮影検出器パネルと が含まれていることを特徴とする陽電子放出断層撮影－磁気共鳴断層撮影複合装置。」 第３　引用例記載の事項 当審において平成２９年３月９日付けで通知した拒絶理由において引用した引用例１（米国特許出願公開第２００３／００９０２６７号明細書）には、以下の記載がある。 １　引用例１に記載の事項 （１）引用例１に記載の事項 （引１ａ）「[0014] Because the MRI devices allow to see finer anatomical details (higher space resolution) than CT scanners, it would be advantageous to combine an MRI device with a Nuclear imaging device. [0015] One of the main problems with attempting to combine nuclear imaging technology with MRI technology lies the in the sensitivity of the nuclear imaging device to strong magnetic fields. In particular, in the current state of the art, the photodetector module of a nuclear medicine device will not function properly if placed within a magnetic field. Indeed, virtually all existing nuclear imaging devices use photomultipliers (PMTs), and PMTs are very sensitive to magnetic fields. Because of this, direct combination of MRI-nuclear imaging cannot be accomplished in the same fashion as the CT-Nuclear combination. [0016] In theory, solid-state photodetectors may be used in lieu of PMTs, since these photodetectors are immune to magnetic fields. However, solid-state photodetectors, including avalanche detectors are not fast enough and do not have the sensitivity required for Nuclear medicine applications. U.S. Pat. No. 4,939,464 discloses NMR-PET scanner apparatus wherein a PET detector is disposed within a magnetic imaging structure of an NMR device. To avoid interaction between the photodetector (specifically the photomultiplier tubes or PMT) of the PET detector, with the magnetic field generated by the magnetic imaging structure, the output of the PET detector is channeled to photodetectors that are shielded from the magnetic field.」（当審訳：「[0014] MRI装置は、CTスキャナよりも微細な解剖学的細部(高い空間分解能)を見ることができるので、核イメージング装置を備えたMRI装置を組み合わせることが有利である。 [0015] MRI技術に核イメージング技術を組み合わせようと試みることにおける主な問題の１つは、強力な磁界に核イメージング素子の感度である。具体的には、現在の技術水準においては、核医学装置の受光モジュールが磁場内に置かれた場合に正常に機能しなくなる。実際、実質的にすべての既存の核イメージング素子は光電子増倍管(PMTs)を使用しており、そして、PMTsは磁場に極めて敏感である。これにより、MRI、核イメージングの直接合成は、CT－核の組み合わせと同じ方法で達成することができない。 [0016] 理論上、固体光検出器は、磁界の影響を受けないから、光電子増倍管の代わりに使用することができるかもしれない。アバランシェ検出器を含む固体光検出器は、十分な速さでではなく、核医学用途に必要な感度を持っていない。米国特許第4,939,464号明細書は、PET検出器が、NMR装置の磁気画像形成装置内に配置されていることを特徴とするNMR-PETスキャナ装置を開示している。PET検出器の受光部(具体的には光電子増倍管またはPMT)との間の相互作用を回避するために、磁気画像形成装置によって発生された磁界と、PET検出器の出力は、磁界から遮蔽された光検出器に導かれる。」） （引１ｂ）「[0043] In accordance with the present invention, a nuclear detector module is provided which, in certain configurations, is immune to magnetic fields. [0044] FIG. 4 is a schematic representation of an embodiment of the nuclear detector module (NDM) 16 of the present invention. NDM 16 includes a scintillator module 10 which converts each gamma quantum received into a plurality of photons, a light guide module 11 which channels the photons to a hybrid photodetector (HPD) 17. The HPD comprises a photocathode 12, a vacuum electron tube 13, and an avalanche photocathode (APD) 14. the HPD also comprises accelerating electrodes (not shown). The photons exiting the light guide are received by photocathode 12 which outputs photoelectrons. The photoelectrons are accelerated in the vacuum tube 13 by a high-intensity electric field to directly strike the APD 14 where the electrons are multiplied and an electrical current is generated. Adequate HPDs are available commercially and are manufactured by HAMAMATSU PHOTONICS, Japan (www.hamamatsu.com). In particular HPD R7110U-40 may be used. [0045] Under certain conditions, HPDs have the property of being immune to magnetic fields. Specifically, HPDs are immune to magnetic fields that have a direction nearly parallel to the direction in which photoelectrons travel within the HPD. Further, when the intensity of the magnetic field is small (but not zero), the HPD is immune to magnetic fields regardless of the direction of the fields. ［0046］ From this property of the HPDs, one can imagine at least two configurations for a combined MR-nuclear imaging device. One in which NDMs 16 are disposed within the magnetic field of the MRI device, and are further disposed such that the direction of the field is approximately parallel to the direction of travel of the photoelectrons in the HPD. And one configuration where the NDMs 16 are positioned outside the main field of the MRI device where the magnetic field falls below a certain intensity. In the latter case, the NDMs may have any orientation since they are immune to the influence of the magnetic field.」（当審訳「[0043] 本発明によれば、ある構成において、磁界の影響を受けない、核検出器モジュールが提供される。 [0044] 図4は、本発明の検出器モジュール(NDM)16の一実施形態の概略図である。NDM16は、受信した各ガンマ量子を複数個の光子に変換するシンチレータモジュール10と、光子をハイブリッド光検出器(HPD)17に導く光導波路モジュール11を備えている。HPDは、光電陰極12、真空電子管13、アバランシェフォトダイオード(APD)14を備えている。HPDは加速電極(図示せず)も備えている。光ガイドから出る光子は、光電子を放出する光電陰極12によって受信される。光電子は、電子を増やし、電気の流れを生成するAPD素子14に直接衝突させるために強電界により真空管13で加速する。適当なHPDは、浜松ホトニクス、日本(www.hamamatsu.com)により製造、販売されている。特にHPD R7110U100が用いられる。 [0045] ある条件の下では、HPDが磁界の影響を受けないという特徴を有する。特に、HPDは、光電子がHPD内を進行する方向に対して略平行な方向おいて磁界の影響を受けない。さらに、磁界強度が小さい場合(0ではない)、HPDは磁界の方向によらず磁界に影響されない。 [0046] HPDのこの特性から、MR－核イメージングデバイスの組み合わせに対し、少なくとも二つの構成を想定することができる。そのうちの一つは、NDM16が、MRI装置の磁場内に配置され、さらに、その磁界の向きは、HPD内の光電子の進行方向と略平行となるように配置されている構成である。そして、もう一つは、磁界がある強度より下回る場合に、NDM16が、MRI装置の主磁場外に配置されている構成である。後者の場合には、磁界の影響を受けにくいのでNDMは、任意の配向を有することができる。」） （引１ｃ）「[0048] In the second configuration, NDMs are disposed outside the main magnetic field of the MRI, but at a distance small enough not to compromise the compactness of the combined MR-nuclear imaging device. FIG. 6 shows a coarse approximation of the profile of the magnetic field of an MRI device having a magnet at 0.23T. In this particular case, placing the NDMs at a distance greater than about 10 cm to 20 cm, preferably around 18 cm, from the edge of the magnet is sufficient to allow the use of NDMs in any geometry (i.e., not necessarily aligned with the magnetic field). Note that the PMTs of the prior art would have to be placed at least 3m away from the edge of the magnet, completely compromising the compactness of the combined MR-Nuclear device.」（当審訳「[0048] 二つ目の構成において、NDMは、MRIの主磁場外にあるが、MR－核イメージング装置の組み合わせにおいて、小型化を損なわない程度の近い距離に配置されている。図6は、0.23Tの磁石を有するMRI装置の磁場のプロファイルの粗い近似を示している。この特定の場合において、NDMを磁石の端部から約10cm～20cm、好ましくは18cmより大きい距離にNDMを配置することは、任意の幾何学的形状においてNDMの使用するに十分である。(即ち、必ずしも磁場と整合している必要はない)。従来技術のPMTは、磁石の端から少なくとも3m離れた位置に配置されなければならず、MR－核複合装置のコンパクト化を完全に損なうことに留意されたい。」） （引１ｄ）「[0050] The combined Nuclear-MR imaging device is described below in the particular case where the nuclear imaging system is a PET and the overall purpose of the combined system is for mammalian breast imaging. However, the ideas and principles herein disclosed are applicable to other types of nuclear devices and to imaging of body parts other than breasts as well as imaging of the whole body. Other applications that utilize these ideas and principles are within the spirit of this invention and fall within its scope.」（当審訳：「結合された核-MR画像形成装置は、核画像形成システムがＰＥＴであり、結合システムの全体的な目的が、哺乳動物の乳房の画像形成である場合を特殊な場合として説明します。しかし、本明細書で開示される技術思想及び原理は、他の種類の核装置や、全身の画像形成と同様に乳房以外の身体の部分の画像形成に適用可能である。これらの技術思想や原理を利用する他のアプリケーションが本発明の技術思想の範囲に含まれる。」） （引１ｅ）「[0052] FIG. 1 is a schematic representation of an embodiment of the combined MRI-PET system for breast imaging. For ease of understanding only the relevant elements of the combined system are shown. The combined MRI-PET system includes a regular MRI device which includes an MRI magnet 1, and a coil 2 (such as a phase array coil). During an examination, the patient lies on her stomach on table 4 and inserts the breast to be imaged within the walls of the coil 2. In accordance with the present invention, a PET ring 3 is positioned within the walls of the coil 2 and surrounds the breast. FIG. 2 is a schematic representation showing a side view of the combined MRI-PET shown in FIG. 1. The PET ring 3 is electrically connected to a nuclear front-end stage (not shown). The coil 2 is electrically connected to an MRI front-end stage (not shown).」（当審訳「[0052] 図1は乳房撮影用の連結されたMRI-PETシステムの一実施形態の概略図である。理解を容易にするために、複合システムの要部のみが示されている。組み合わされたMRI-PETシステムは、MRI磁石1及びコイル2を含む(位相アレイコイルのような)正規のMRI装置を含む。検査時には、患者がテーブル4上に自分の胃の上に配置され、コイル2の壁内に撮像しようとする乳房を挿入する。本発明によれば、PETリング3は、コイル2の壁内に位置決めされ、乳房を取り囲んでいる。 図2は、図1に示す合成MRI-PETの側面図を示したものである。PETリング3は核前端の段(図示せず)に電気的に接続される。コイル2はMRI前端の段(図示せず)に電気的に接続される。」 （引1ｆ）「[0061] 3. PET Ring Architectures [0062] In a preferred embodiment, the PET ring includes 8 identical NDMs octagonally disposed as shown in FIG. 7. The general diameter of the ring may be about 10 cm for small animal imaging applications and about 43 cm for brain and breast imaging applications. [0063] Depending on the application pursued, NDMs may include one or several HPD blocks (described below). For small animal imaging, each NDM may include a single HPD block. For brain, breast and full body imaging, each NDM may include 4 HPD blocks.」（当審訳：「[0061]　３．PETリング・アーキテクチャ [0062]好ましい実施形態では、PETリングは、図７に示されるように、八角形に配置された８個の同じNDMsからなっている。一般的なリングの直径は、小動物の画像形成アプリケーションでは約１０ｃmであり、頭や胸の画像形成アプリケーションでは約４３ｃmである。 [0063]求められるべきアプリケーションに応じて、NDNsは、１又は数個のHPDブロック（後述）で構成される。小動物の画像形成では、それぞれのNDMは一つのHPDブロックで構成される。頭部、胸部及び全身の画像形成では、それぞれのNDMsは、４個のHPDブロックで構成される。」） （引１ｇ）「図７ 」 （引１ｈ）「[0005] Nuclear imaging technology, such as gamma cameras and SPECT, is widely used in medicine. For example, in the detection of breast cancer, nuclear medicine (and particularly scintimammography), allows to distinguish cancerous tissue from healthy tissue. However, in many cases, the space resolution of the images obtained is not sufficient, and smaller features (typically less than 1.5 cm) cannot be detected. It would be thus very useful in the detection of very early stage tumors if one could increase the resolution of Nuclear medicine technology.」（当審訳：「[0005]ガンマカメラ、SPECTなどの核医学撮影技術は、医療において広く用いられている。例えば、乳癌の検出では、核医学（特にscintimammography）は、健康な組織から癌組織を区別することを可能にする。しかしながら、多くの場合において、得られた画像の空間分解能は十分ではなく、より小さい特徴（典型的には、1.5cm未満）を検出することができない。もし核医学技術の分解能を高くすることができれば、かなり初期の腫瘍の発見に有用である。」 ２　引用例２に記載の事項 当審において平成２９年３月９日付けで通知した拒絶理由において引用した特開２００２－２４３８５８号公報（以下、「引用例２」という。）には、以下の記載がある。 （引２ａ）「【００１６】（第１の実施形態）図１は、本実施形態に係る核医学診断装置１０のブロック図である。また、図２は、検出器１１の構成を説明するための図である。 【００１７】図１に示すように、核医学診断装置１０は、患者Ｐを囲むように配置された検出器１１、読み出し回路１４、回転フレーム４６、寝台移動・シフト・上下制御部４７、全体回転制御部３７、検出器移動・傾斜・シフト制御部４８、収集メモリ３９、データ処理回路４０、表示回路４１、コントローラ４２、イメージメモリ４４を具備している。 【００１８】図２に示すように、検出器１１は、例えばＮａＩシンチレータに光電管を付けた検出器、またはＣｄＴｅ（テルル化カドミウム）といった化合物半導体片にバイアス電極と信号電極とを貼り合わせてなる複数の検出素子１３（例えば５１２ピクセルを構成する）が２次元的に配列されてなる検出器セグメント１２を複数有している。例えばＰＥＴ撮影の場合には、検出器１１は被検体Ｐを中心に所定角度で固定された状態で投影データを収集する。 【００１９】なお、本実施形態では、二つの検出器１１を有する核医学診断装置１０を例としている。しかしながら、本発明の技術的思想は、二つ以上、例えば多数の小型検出器を六角形又は円形に配列したリング配列系の核医学診断装置についても適用可能である。」 （引２ｂ）「【００２３】回転フレーム４６は、移動・傾斜・シフト機構４３を支持し、各検出器１１を被検体Ｐの体軸に略平行な回転軸回りに回転させるための構造及び駆動源を有している。 【００２４】寝台移動・シフト・上下制御部４７は、所定のタイミングにて各検出器１１の動きと連動させて寝台３４の位置を制御する。 【００２５】全体回転制御部３７は、各検出器１１を被検体Ｐの体軸に略平行な回転軸回りに回転させるため、回転フレーム４６を制御する。 【００２６】検出器移動・傾斜・シフト制御部４８は、移動・傾斜・シフト機構４３を制御し、所定の配置で移動、例えば被検体を中心として各検出器１１を回転させる。」 （引２ｃ）「図１ 」 第４　引用例に記載の発明 上記第３の１（１）（引１ａ）ないし（引１ｆ）の記載を踏まえると、引用例１から以下の点が理解される。 １　「MRI装置」と「PET装置」とを組み合わせたMRI－PETシステムが理解される。（上記（引１ａ）及び（引１ｅ）参照） ２　「MRI装置」は、「MRI磁石」を含む「MRI装置」である点が理解される。（上記（引１ｅ）参照） ３　「検出器モジュール(NDM)16」は、受信した各ガンマ量子を複数個の光子に変換する「シンチレータモジュール10」と、光子を「ハイブリッド光検出器(HPD)17」に導く「光導波路モジュール11」と、「ハイブリッド光検出器(HPD)17」を備えている。「ハイブリッド光検出器(HPD)17」は、「アバランシェフォトダイオード(APD)14」を備えている点が理解される。（上記（引１ｂ）参照） ４　「検出器モジュール(NDM)16」は、「MRI装置」の主磁場外にある点、（上記（１ｂ）参照）及び「検出器モジュール(NDM)16」は、「MRI装置」の主磁場外にあるが、小型化を損なわない程度の近い距離に配置され、その距離は、磁石の端部から約10cm～20cm、好ましくは18cmより大きい距離である点（上記（引１ｃ）参照）が理解される。 ５　PETリングは、図７に示されるように、八角形に配置された８個の同じNDMsからなっており、一般的なリングの直径は、頭や胸の画像形成アプリケーションでは約４３ｃmであり、頭部、胸部及び全身の画像形成では、それぞれのNDMsは、４個のHPDブロックで構成される（上記（引１ｆ）参照）。また、図７（上記（引１ｇ）参照）より八角形に配置された８個の同じNDMsは、４組の１８０°間隔を開けて配置した１対の平面形のNDMsである点が見て取れる。そして、本明細書で開示される技術思想及び原理は、全身の画像形成と同様に乳房以外の身体の部分の画像形成に適用可能である（上記（引1ｄ）参照）ことから、上記１ないし４で検討した「検出器モジュール(NDM)16」を含む「PET装置」や「MRI装置」は、頭部、胸部及び全身の画像形成に適用可能である点が理解できる。 そうすると、上記「PET装置」は、頭部、胸部及び全身の画像形成では、４組の１８０°間隔を開けて配置した１対の平面形の「検出器モジュール(NDM)16」で構成されたPETリングにより行われる点が理解される。 ６　上記１ないし５より総合すると、引用例１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。 「MRI装置とPET装置とを組み合わせたMRI-PETシステムにおいて、 MRI磁石を含むMRI装置と、 受信した各ガンマ量子を複数個の光子に変換するシンチレータモジュール10と、 光子をハイブリッド光検出器(HPD)17に導く光導波路モジュール11と、 アバランシェフォトダイオード(APD)14からなるハイブリッド光検出器(HPD)17とを備えた検出器モジュール(NDM)16を備えたPET装置と、を備え、 検出器モジュール(NDM)16は、MRI装置の主磁場外にあり、小型化を損なわない程度の近い距離に配置され、その距離は、磁石の端部から約10cm～20cm、好ましくは18cmより大きい距離であり、 ４組の１８０°間隔を開けて配置した１対の平面形の検出器モジュール(NDM)16で構成されたPETリングにより、頭部、胸部及び全身の画像形成が行われる MRI-PETシステム」 第５　対比 本願発明１と、引用発明１とを対比する。 １　引用発明１の「MRI装置」及び「PET装置」は、それぞれ本願発明１の「磁気共鳴断層撮影」及び「陽電子放出断層撮影装置」に相当するから、引用発明１の「MRI装置」と「PET装置」とを組み合わせた「MRI-PETシステム」は、本願発明１の「陽電子放出断層撮影－磁気共鳴断層撮影複合装置」に相当する。 ２　通常、MRI装置は、磁気共鳴スキャナを有しており、引用発明１のMRI磁石は、被検体を撮像するために使用されるものであるから（上記１（１）（１ｄ）参照）、該MRI磁石は、視野内で画像化される被検体の核から核磁気共鳴信号を誘導するための磁場を発生するものであることは自明である。そうすると、引用発明１のMRI装置と、本願発明１の磁気共鳴断層撮影装置とは、磁気共鳴スキャナの視野であってこの視野内で画像化される被検体の核から核磁気共鳴信号を誘導するための磁場を発生する磁石を含む磁気共鳴スキャナを含んでいる点で共通する。 ３　引用発明１は、上記第４の５で検討したとおり、頭部、胸部及び全身の画像形成を行う場合に適用可能であり、MRI装置で頭部、胸部及び全身の画像形成を行う場合は、患者用ベッドを磁石内に配置しなければ行えないことは自明であるから、引用発明１の「MRI-PETシステム」と、本願発明１の「陽電子放出断層撮影－磁気共鳴断層撮影複合装置」とは、「前記磁石内に配置された患者用ベッド」を有している点で共通する。 ４　引用発明１の「シンチレータモジュール10」は、本願発明１の「シンチレータ」に相当する。また、引用発明１の「シンチレータモジュール10」は、「光導波路モジュール11」により「ハイブリッド光検出器(HPD)17」に光学的に結合されているといえる。そして、「ハイブリッド光検出器(HPD)17」は、「アバランシェフォトダイオード(APD)14」を備えているものであるから、本願発明１の「固体光検出器」に相当する。また、引用発明１の「検出器モジュール(NDM)16」は「平面形」である。 そうすると、引用発明１の、「受信した各ガンマ量子を複数個の光子に変換するシンチレータモジュール10と、光子をハイブリッド光検出器(HPD)17に導く光導波路モジュール11と、アバランシェフォトダイオード(APD)14からなるハイブリッド光検出器(HPD)17とを備え」「平面形」である「検出器モジュール(NDM)16」は、本願発明１の「シンチレータ及び前記シンチレータに光学的に結合された固体光検出器を含む」「平面形陽電子放出断層撮影検出器パネル」に相当する。 そして、引用発明１は、「１対の平面形の検出器モジュール(NDM)16」が１８０°間隔を開けて配置されているから、引用発明１の「１対の平面形の検出器モジュール(NDM)16」と、本願発明１の「１対の平面形陽電子放出断層撮影検出器パネル」とは、「１８０°の間隔をあけて」「構成されて」いる点で共通する。 ５　本願発明１の「磁気共鳴スキャナの視野外」は、平成２８年　２月１８日付け審判請求書において「撮影視野（ＦＯＶ）外とは、静磁場、高周波磁場および傾斜磁場のうち、少なくとも１つが与えられない空間である。」旨説明されている。そして、引用発明１の「検出器モジュール(NDM)16」は、「MRI装置」の主磁場外にある。ここで、「MRI装置」の主磁場外とは、「MRI装置」における静磁場、高周波磁場および傾斜磁場のうち、少なくとも１つが与えられない空間であることは明らかである。そうすると、引用発明１の「検出器モジュール(NDM)16」と、本願発明１の「陽電子放出断層撮影検出器モジュール」とは、「磁気共鳴スキャナの視野外」に配置されている点で共通している。 ６　引用発明１の「検出器モジュール(NDM)16」は、小型化を損なわない程度の近い距離に配置され、その距離は、磁石の端部から約10cm～20cm、好ましくは18cmより大きい距離である。そして引用例１に記載の、従来例としては、磁石の端から少なくとも3m離れた位置に配置されなければならなかったとのこと（上記１（１）（１ｃ）参照）を考慮すると、磁石の端部から約10cm～20cm、好ましくは18cmより大きい距離は、従来から比べるとかなり近い位置に配置されているといえる。 そうすると、引用発明１の「検出器モジュール(NDM)16」と、本願発明１の「陽電子放出断層撮影検出器モジュール」とは、「前記磁石の近傍の位置に配置される」点で共通する。 ７　上記６で検討したとおり引用発明１の「検出器モジュール(NDM)16」は磁石の端部の近傍に配置されているから、引用発明１の「検出器モジュール(NDM)16」は、「MRI装置」と連続的に患者を撮像するように配置されているといえるから、引用発明１の「検出器モジュール(NDM)16」と、本願発明１の、「１対の平面形陽電子放出断層撮影検出器パネル」とは、「前記患者用ベッド上の患者が前記磁気共鳴スキャナ及び前記平面形陽電子放出断層撮影検出器パネルにより連続的に撮像されるように」配置している点で共通する。 以上のことから　両発明の間には、次の(一致点)及び(相違点)がある。 （一致点） 「陽電子放出断層撮影－磁気共鳴断層撮影複合装置において、 磁気共鳴スキャナの視野であってこの視野内で画像化される被検体の核から核磁気共鳴信号を誘導するための磁場を発生する磁石を含む磁気共鳴スキャナと、 前記磁石内に配置された患者用ベッドと、 シンチレータ及び前記シンチレータに光学的に結合された固体光検出器を含む少なくとも１対の平面形陽電子放出断層撮影検出器パネルであって、前記患者用ベッド上の患者が前記磁気共鳴スキャナ及び前記平面形陽電子放出断層撮影検出器パネルにより連続的に撮像されるように、前記磁気共鳴スキャナの視野外であって、かつ前記磁石の近傍の位置に配置されるとともに、１８０°の間隔をあけて構成された少なくとも１対の平面形陽電子放出断層撮影検出器パネルと が含まれている陽電子放出断層撮影－磁気共鳴断層撮影複合装置。」 （相違点）少なくとも１対の平面形陽電子放出断層撮影検出器パネルが、本願発明１は、患者用ベッド上の患者の周りを回転するように構成されているのに対し、引用発明１は、４組で構成されたPETリングであって回転はしない点。 第６　判断 １　相違点について 上記相違点について検討する。 引用例２には、PET装置において、１８０°の間隔をあけて構成された少なくとも１対の平面形陽電子放出断層撮影検出器パネルを、患者の周りを回転させる構成が記載されている。 引用例１の４組の１８０°間隔を開けて配置した１対の平面形の検出器モジュール(NDM)16で構成されたPETリングは、患者の周りに様々な角度で撮像するものである。 そうすると、引用発明１の４組の１８０°間隔を開けて配置した１対の平面形の検出器モジュール(NDM)16で構成されたPETリングに換えて、引用例２に記載の少なくとも１対の平面形の検出器モジュール(NDM)16が、患者の周りを回転させる構成を適用し、本願発明１のごとく構成する程度のことは、当業者が容易に想到できたことである。 第６　本願発明１の効果について 本願発明１の効果は、引用例１に記載された発明及び引用例２に記載の技術事項から当業者が予測し得る程度のものであって、格別顕著なものとはいえない。 第７　結語 以上のとおり、本願発明は，引用例１に記載された発明及び引用例２に記載の技術事項に基づいて、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って、他の請求項に係る発明について検討するまでもなく、本願は拒絶すべきものである。 よって、結論のとおり審決する。