JPS6247599A - Manufacture of radiation picture conversion panel - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。(57) [Summary] This bulletin contains application data before electronic filing, so abstract data is not recorded.

Description

【発明の詳細な説明】 （産業上の利用分野） 本発明は輝尽性螢光体を用いた放射線画像変換パネルの
製造方法に関するものである。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION (Field of Industrial Application) The present invention relates to a method for manufacturing a radiation image conversion panel using a photostimulable phosphor.

（発明の背景） Ｘ線画像のような放射線画像は病気診断用などに多く用
いられている。このＸ線画像を得るために、被写体を透
過したＸ線を螢光体層（螢光スクリーン）に照射し、こ
れにより可視光を生じさせてこの可視光を通常の写真を
とるときと同じように銀塩を使用したフィルムに照射し
て現像した、いわゆる放射線写真が利用されている。し
かし、近年銀塩を塗布したフィルムを使用しないで螢光
体層から直接画像を取り出す方法が工夫されるようにな
った。(Background of the Invention) Radiographic images such as X-ray images are often used for disease diagnosis. In order to obtain this X-ray image, the X-rays that have passed through the subject are irradiated onto a phosphor layer (fluorescent screen), which generates visible light. So-called radiography is used in which a film using silver salt is irradiated and developed. However, in recent years, methods have been devised to directly extract images from the phosphor layer without using a film coated with silver salt.

この方法としては被写体を透過した放射線を螢光体に吸
収せしめ、しかる後この螢光体を例えば光又は熱エネル
ギーで励起することによりこの螢光体が上記吸収により
蓄積している放射線エネルギーを螢光さして放射せしめ
、この螢光を検出して画像化する方法がある。具体的に
は、例えば米国特許３，８５９，５２７号及び特開昭５
５−１２１４４号には輝尽性螢光体を用い可視光線又は
赤外線を輝尽励起光とした放射線画像変換方法が示され
ている。この方法は支持体上に輝尽性螢光体層を形成し
た放射線画像変換パネルを使用するもので、この放射線
画像変換パネルの輝尽性螢光体層に被写体を透過した放
射線を当てて被写体各部の放射線透過度に対応する放射
線エネルギーを蓄積させて潜像を形成し、しかる後にこ
の輝尽性螢光体層を輝尽励起光で走査することによって
各部の蓄積された放射線エネルギーを放射させてこれを
光に変換し、この光の強弱による光信号により画像を得
るものである。この最終的な画像はハードコピーとして
再生しても良いし、ＣＬＴ上に再生しても良い。This method involves making a phosphor absorb the radiation that has passed through the object, and then exciting the phosphor with, for example, light or thermal energy, so that the phosphor releases the radiation energy accumulated through the absorption. There is a method of emitting light, detecting this fluorescent light, and creating an image. Specifically, for example, U.S. Pat.
No. 5-12144 discloses a radiation image conversion method using a photostimulable phosphor and using visible light or infrared rays as photostimulation excitation light. This method uses a radiation image conversion panel in which a photostimulable phosphor layer is formed on a support. Radiation energy corresponding to the radiation transmittance of each part is accumulated to form a latent image, and then the accumulated radiation energy of each part is emitted by scanning this photostimulable phosphor layer with photostimulation excitation light. This is converted into light, and an image is obtained using an optical signal based on the intensity of this light. This final image may be reproduced as a hard copy or on a CLT.

この放射線画像変換方法に用いられる輝尽性螢光体層を
有する放射線画像変換パネルは、前述の螢光スクリーン
を用いる放射線写真法の場合と同様に放射線吸収率およ
び光変換率（両者を含めて以下「放射線感度」という）
が高いことは言うに及ばず画像の粒状性が良く、しかも
高１鮮鋭性であるこ吉が要求される。The radiation image conversion panel having a stimulable phosphor layer used in this radiation image conversion method has a radiation absorption rate and a light conversion rate (including both), as in the case of the radiography method using a fluorescent screen described above. (hereinafter referred to as "radiation sensitivity")
It goes without saying that the image quality is high, the graininess of the image is good, and high 1 sharpness is required.

ところが、一般に輝尽性螢光体層を有する放射線画像変
換パ了ルは粒径１〜３０μｍ程度の粒状の輝尽性螢光体
と有機結着剤とを含む分散液を支持体あるいは保護層上
に塗布、乾燥して作成されるので、輝尽性螢光体の充填
密度が低く（充填率５０チ）、放射線感度を充分高くす
るには輝尽性螢光体層の層厚を厚くする必要があった。However, in general, radiation image conversion pearls having a stimulable phosphor layer are prepared by using a dispersion containing a granular stimulable phosphor with a particle size of about 1 to 30 μm and an organic binder as a support or a protective layer. Since the stimulable phosphor layer is coated on top and dried, the packing density of the stimulable phosphor is low (filling rate of 50 cm), and the layer thickness of the stimulable phosphor layer must be thick to obtain sufficiently high radiation sensitivity. I needed to.

一方、これに対し前記放射線画像変換方法における画像
の鮮鋭性は、放射線画像変換パネルの輝尽性螢光体層の
層厚が薄いほど高い傾向にあり、鮮鋭性の向上のために
は、輝尽性螢光体層の薄層化が必要であった。On the other hand, in the radiation image conversion method, the image sharpness tends to be higher as the thickness of the photostimulable phosphor layer of the radiation image conversion panel becomes thinner. It was necessary to thin the exhaustible phosphor layer.

また、前記放射線画像変換方法における画像の粒状性は
、放射線量子数の場所的ゆらぎ（量子モトル）あるいは
放射線画像変換パネルの輝尽性螢光体層の構造的乱れ（
構造モトル）等によって決定されるので、輝尽性螢光体
層の層厚が薄くなると、輝尽性螢光体層に吸収される放
射線量子数が減少して量子モトルが増加したり、構造的
乱れが顕在化して構造モトルが増加したりして画質の低
下を生ずる。よって画像の粒状性を向上させるため□に
は輝尽性螢光体層の層厚は厚い必要があった。In addition, the granularity of the image in the radiation image conversion method is caused by local fluctuations in the number of radiation quanta (quantum mottles) or structural disturbances in the stimulable phosphor layer of the radiation image conversion panel.
Therefore, when the layer thickness of the photostimulable phosphor layer becomes thinner, the number of radiation quanta absorbed by the photostimulable phosphor layer decreases, and the quantum mottle increases, and the structure As a result, structural mottles increase and the image quality deteriorates. Therefore, in order to improve the graininess of the image, the stimulable phosphor layer needs to be thick.

即ち、前述のように、従来の放射線画像変換パネルは放
射線に対する感度および画像の粒状性と、画像の鮮鋭性
とが輝尽性螢光体層の層厚に対してまったく逆の傾向を
示すので、前記放射線画像変換パネルは放射線に対する
感度と粒状性と鮮鋭性間のある程度の相互犠牲によって
作成されてきた。That is, as mentioned above, in conventional radiation image conversion panels, sensitivity to radiation, image graininess, and image sharpness tend to be completely opposite to each other with respect to the layer thickness of the stimulable phosphor layer. , the radiation image conversion panels have been made with some trade-off between sensitivity to radiation and graininess and sharpness.

ところで従来の放射線写真法における画像の鮮鋭性が螢
光スクリーン中の螢光体の瞬間発光（放射線照射時の発
光）の広がりによって決定されるのは周知の通りである
が、これに対し前述の輝尽性螢光体を利用した放射線画
像変換方法における画像の鮮鋭性は放射線画像変換パネ
ル中の輝尽性螢光体の輝尽発光の広がりによって決定さ
れるのではなく、すなわち放射線写真法におけるように
螢光体の発光の広がりによって決定されるのではなく、
輝尽励起光の該パネル内での広がりに依存して決まる。By the way, it is well known that the sharpness of images in conventional radiography is determined by the spread of instantaneous light emission (light emission during radiation irradiation) of the phosphor in the fluorescent screen. The sharpness of images in radiation image conversion methods using photostimulable phosphors is not determined by the spread of stimulated luminescence of the photostimulable phosphors in the radiation image conversion panel; rather than being determined by the spread of the phosphor's emission, as in
It depends on the spread of the stimulated excitation light within the panel.

なぜならばこの放射線画像変換方法においては、放射線
画像変換パネルに蓄積された放射線画像情報は時系列化
されて取り出されるので、ある時間（【Ｉ）に照射され
た輝尽励起光による輝尽発光は望ましくは全て採光され
その時間に輝尽励起光が照射されていた該パネル上のあ
る画素（ｘｉ、　ｙｉ　）からの出力として記録される
が、もし輝尽励起光が該パネル内で散乱等により広がり
、照射画素（ｘｉ　ｒ　ｙｉ　）の外側に存在する輝尽
性螢光体をも励起してしまうと、上記（ｘｉ、　ｙｉ　
）なる画素からの出力としてその画素よりも広い領域か
らの出力が記録されてしまうからである。従って、ある
時間（ｔｌ）に照射された輝尽励起光による輝尽発光が
、その時間（ｔｌ）に輝尽励起光が真に照射されていた
該パネル状の画素（ｘｉ、ｙｉ）からの発光のみであれ
ば、その発光がいかなる広がりを持つものであろうと得
られる画像の鮮鋭性には影響がないのである。This is because in this radiation image conversion method, the radiation image information stored in the radiation image conversion panel is retrieved in a time-series manner, so that the stimulated luminescence due to the stimulated excitation light irradiated at a certain time ([I) Preferably, it is recorded as the output from a certain pixel (xi, yi) on the panel that is fully illuminated and irradiated with the stimulated excitation light at that time, but if the stimulated excitation light is scattered within the panel, etc. If it spreads and also excites the photostimulable phosphor existing outside the irradiated pixel (xi r yi ), the above (xi, yi
) is recorded as an output from an area wider than that pixel. Therefore, the stimulated luminescence due to the stimulated excitation light irradiated at a certain time (tl) is caused by the stimulated luminescence from the panel-shaped pixel (xi, yi) that was truly irradiated with the stimulated excitation light at that time (tl). If only the light is emitted, it does not affect the sharpness of the image obtained, no matter how widespread the light is.

このような状況の中で、放射線画像の鮮鋭性を改善する
方法がいくつか考案されて来た。例えば特開昭５５−１
４６４４７号記載の放射線画像変換バフルの輝尽性螢光
体層中に白色粉体を混入する方法、特開昭５５−１６３
５００号記載の放射線画像変換パイルを輝尽性螢光体の
輝尽励起波長領域における平均反射率が前記輝尽性螢光
体の輝尽発光波長領域における平均反射率よりも小さく
なるように着色する方法等である。しかし、これらの方
法は鮮鋭性を改良すると必然的に感度が著しく低下して
しまい、好ましい方法とは言えない。Under these circumstances, several methods have been devised to improve the sharpness of radiographic images. For example, JP-A-55-1
Method of mixing white powder into the stimulable phosphor layer of a radiation image conversion baffle described in No. 46447, JP-A-55-163
The radiation image conversion pile described in No. 500 is colored so that the average reflectance of the photostimulable phosphor in the stimulated excitation wavelength region is smaller than the average reflectance of the photostimulable phosphor in the stimulated emission wavelength region. method etc. However, in these methods, improving sharpness inevitably leads to a significant decrease in sensitivity, and therefore cannot be said to be a preferable method.

本出願人は、前述のような欠点及び特性間の相反性に鑑
みて、特願昭５９−１９６３６５号において輝尽性螢光
体層に結着剤を含有しない放射線画像情報パネル及びそ
の製造方法を提案している。これによれば、前記放射線
画像変換パネルの輝尽性螢光体層が結着剤を含有しない
ので輝尽性螢光体層の充填率が著しく向上すると共に輝
尽性螢光体層の透明性が向上し、放射線画像変換パネル
の放射線に対する感度と画像の粒状性が改善されると同
時に画像の鮮鋭性も改善される。In view of the above-mentioned drawbacks and incompatibility between characteristics, the present applicant proposed a radiation image information panel that does not contain a binder in the stimulable phosphor layer and a manufacturing method thereof in Japanese Patent Application No. 196365/1982. is proposed. According to this, since the stimulable phosphor layer of the radiation image conversion panel does not contain a binder, the filling rate of the stimulable phosphor layer is significantly improved and the transparency of the stimulable phosphor layer is improved. The sensitivity of the radiation image conversion panel to radiation and the graininess of the image are improved, as well as the sharpness of the image.

さて、前記の結着剤を含有しない放射線画像変換パネル
は、スパッタ法、ＣＶＤ法、蒸着法等種々の気相堆積方
法で製造可能であるが、製造コスト等を考慮すると蒸着
法が最も好ましい方法と言える。Now, the above-mentioned radiation image conversion panel that does not contain a binder can be manufactured by various vapor deposition methods such as sputtering, CVD, and vapor deposition, but vapor deposition is the most preferable method considering manufacturing costs. I can say that.

ところが、前記蒸着法において一般的に行われている抵
抗加熱法て輝尽螢光体層を形成した場合、ある坩堝温度
に対する輝尽性螢光体を構成する複数の物質は蒸気圧が
異なるため、蒸気圧の高い物質はど優先的に蒸発する。However, when the photostimulable phosphor layer is formed using the resistance heating method commonly used in the vapor deposition method, the vapor pressures of the plural substances that make up the photostimulable phosphor for a certain crucible temperature are different. , substances with high vapor pressure evaporate preferentially.

このため支持体上に形成された輝尽性螢光体層の組成は
、坩堝中に仕込んだ輝尽性螢光体の組成と一致ぜず、放
射線画像変換パネルの放射線に対する感度が低下する重
大な欠点のあるこさが明らかとなった。Therefore, the composition of the stimulable phosphor layer formed on the support does not match the composition of the stimulable phosphor charged in the crucible, which is a serious problem that reduces the sensitivity of the radiation image conversion panel to radiation. It became clear that there were some shortcomings.

すなわち、輝尽性螢光体を気相堆積させる方法は、前記
したように数々の利点をゴすが、輝−尽性螢光体の層を
形成する場合に該螢光体の気化条件を蔑ろにすることに
よって大きな陥昇に陥る。That is, although the method of vapor phase deposition of a photostimulable phosphor has many advantages as described above, when forming a layer of photostimulable phosphor, the vaporization conditions of the phosphor must be adjusted. By neglecting it, you will fall into a great depression.

例えばＴ６を付活剤とするＲｂＳｒ　：　’ｒｇ輝尽性
螢光体に関する本発明者らの研究によると、該螢光体の
発光強度は第５図に示すように７ｇ含有量が１０−２〜
１００ｒｎＯ１％の範囲にあっては瞬間発光強度は一定
でありＴｌ含有量が一定幅に収っている限り一般的螢光
体としてその組成比に関し深く注意する必要はない。For example, according to the inventors' research on RbSr:'rg photostimulable phosphor using T6 as an activator, the luminescence intensity of the phosphor is 10-2 at 7g content as shown in Figure 5. ~
In the range of 100rnO1%, the instantaneous luminescence intensity is constant, and as long as the Tl content is within a certain range, there is no need to pay close attention to the composition ratio as a general phosphor.

しかし本発明に係る放射線画像変換パネルの死命を制す
る輝尽発光は３　Ｘ　ｉｏ−２ｍｏｌＺ付近にピークを
有しその前後で強度は大きく低下する。However, the stimulated luminescence, which is critical to the radiation image conversion panel according to the present invention, has a peak near 3 X io-2 molZ, and the intensity decreases significantly before and after that peak.

従って蒸着法等によって輝尽性螢光体を気相堆積させる
際に付活剤と輝尽性螢光体母体の蒸気圧が異ることによ
って、均一に調製した付活輝尽性螢光体の蒸発源体から
付活剤が、螢光体母体に先行し或は遅滞してパネル支持
体に蒸着され輝尽性螢光体層中で厚み方向に付活剤濃度
が異り最適濃度から逸脱すれば、付活剤の本来の目的の
活性付与は転じて付活剤による中毒症状を呈するに到る
。Therefore, when the stimulable phosphor is deposited in a vapor phase by a vapor deposition method, etc., the activated stimulable phosphor can be uniformly prepared by varying the vapor pressures of the activator and the stimulable phosphor matrix. The activator is deposited on the panel support from the evaporation source before or after the phosphor matrix, and the activator concentration varies in the thickness direction in the stimulable phosphor layer and varies from the optimum concentration. If it deviates from this, the original purpose of the activator, which is to impart activity, may be reversed, resulting in symptoms of poisoning caused by the activator.

因みにＲｂＢｒの蒸気圧は７７７°Ｃに於て１　ｍｍ　
Ｈｇを示し’ｒｇＢｒは５２２’Ｃに於て１０１ｍＨｇ
を呈し蒸気圧に大差を有している。Incidentally, the vapor pressure of RbBr is 1 mm at 777°C.
'rgBr is 101mHg at 522'C
and there is a large difference in vapor pressure.

この点に関心を払った事例はなく、往々にして総体的に
は最適の付活剤濃度であるにも拘らず性能不良の付活輝
尽性螢光体層の例を見る。There have been no cases in which this point has been paid attention to, and examples of activated stimulable phosphor layers that often have poor performance despite the overall optimal activator concentration are seen.

（発明の目的） 本発明は輝尽性螢光体を用いた前記提案の放射線画像変
換パネルの製造方法に関連し、これをさらに改良するも
のであり、本発明の目的は所望する組成の輝尽性螢光体
層を形成する放射線画像変換パネルの製造方法を提供す
ることにある。(Object of the Invention) The present invention relates to the method of manufacturing a radiation image conversion panel proposed above using a photostimulable phosphor, and is intended to further improve this. An object of the present invention is to provide a method for manufacturing a radiation image conversion panel in which an exhaustible phosphor layer is formed.

更に他の目的は気相堆積法の利点を充分に発揮させた良
好な粒状性と鮮鋭性を有し且つ放射線画像の変換感度の
高い放射線画像変換パネルの製造方法を提供することに
ある。Still another object is to provide a method for manufacturing a radiation image conversion panel that fully utilizes the advantages of the vapor deposition method, has good graininess and sharpness, and has high radiation image conversion sensitivity.

（発明の構成） も一層の輝尽性螢光体層を形成することを特徴とする放
射線画像変換パイルの製造方法によって達成することが
できるっ 尚本発明に謂う共蒸着法は輝尽性螢光体層を形成する輝
尽性螢光体組成成分をその許容しつる蒸気圧範囲毎に蒸
発源体を構成し各蒸発源***に蒸発条件を与え蒸着物の
成分相互濃度を所定組成濃度とする蒸着法である。(Structure of the Invention) This can be achieved by a method for producing a radiation image converting pile characterized by forming a single layer of stimulable phosphor. An evaporation source is constructed for each permissible vapor pressure range of the composition components of the stimulable phosphor forming the phosphor layer, and evaporation conditions are given to each evaporation source position so that the mutual concentration of the components in the evaporated material is adjusted to a predetermined composition concentration. This is a vapor deposition method.

蒸発手段さしては抵抗加熱或はエレクトロンヒーム等が
挙げられる。Examples of the evaporation means include resistance heating and electron heating.

次に本発明の詳細な説明する。Next, the present invention will be explained in detail.

第１図（ａ）は本発明の実施に用いられる蒸着装置の１
例であり、蒸発源体の加熱を抵抗加熱法で行う場合の装
置の概略図である。図において１はベルジャ−（真空槽
）、２は輝尽性螢光体を蒸着すべき支持体、３は蒸着膜
厚をコノトロールするためのシャッター、４及び５は支
持体への蒸着速度をコントロールするための膜厚検出計
、６及び７は抵抗加熱器（坩堝、ボート等）、６′及び
７′は蒸量をコントロールする際に４及び５の膜厚検出
計にそれぞれコントロールしようとする蒸発物のみが入
射するように必要に応じて図に示すように設けられる。FIG. 1(a) shows one of the vapor deposition apparatuses used for carrying out the present invention.
This is an example, and is a schematic diagram of an apparatus in which the evaporation source is heated by a resistance heating method. In the figure, 1 is a bell jar (vacuum chamber), 2 is a support on which the stimulable phosphor is to be deposited, 3 is a shutter for controlling the thickness of the deposited film, and 4 and 5 are for controlling the deposition rate on the support. 6 and 7 are resistance heaters (crucible, boat, etc.), and 6' and 7' are 4 and 5 film thickness detectors for controlling the evaporation amount, respectively. It is provided as shown in the figure as necessary so that only objects are incident.

１３はメインバルブ、１４は補助バルブ、１５はリーク
バルブであって排気装置（図示せず）と連動してペルジ
ャー１内の所定真空度の現出、その保持、調整に用いら
れる。また第１図（ａｌは抵抗加熱器が２つの場合の装
置図を例としてあげたが蒸気圧毎の蒸発源体の数によっ
てその数に対応した複数の抵抗加熱器及び膜厚検出計を
用いて共蒸着が行われる。13 is a main valve, 14 is an auxiliary valve, and 15 is a leak valve, which are used to create, maintain, and adjust a predetermined degree of vacuum within the Pel Jar 1 in conjunction with an exhaust device (not shown). In addition, although Figure 1 (al) is an example of a device diagram in which there are two resistance heaters, depending on the number of evaporation sources for each vapor pressure, a plurality of resistance heaters and film thickness detectors corresponding to the number may be used. Co-evaporation is performed.

本発明において前記蒸着装置を用いるに当って、まず蒸
発源体である輝尽性螢光体あるいは輝尽性螢光体原料を
抵抗加熱器６及び７に仕込む。この際脱ガス処理を行う
ことが好ましい。In using the vapor deposition apparatus in the present invention, first, a photostimulable phosphor or a photostimulable phosphor raw material, which is an evaporation source, is charged into the resistance heaters 6 and 7. At this time, it is preferable to perform a degassing treatment.

次に支持体２を蒸発源体に対向させて設置する。Next, the support 2 is placed facing the evaporation source.

その間隔は蒸発源体の平均飛程に合わせて概ね１０〜４
０ｃｍにとられる。次いでフィシバルブ１３等を操作し
てペルジャー１の内部の気体を排除し１Ｏ−４〜１Ｏ−
６Ｔｏｒｒ程度の真空度とする。次いで蒸発源体を抵抗
加熱器により加熱蒸発させ、シャッター３を開いて蒸着
を開始する。膜厚検出計４及び５によって蒸着速度、蒸
着厚みをコントロールしながら蒸着を進め、所定の厚み
になったらシャッター３を閉じて蒸着を停止する。本発
明における蒸着速度は用いられる輝尽性螢光体あるいは
輝尽性螢光体原料の種類や蒸着膜の目的特性によって異
なるけれども１０２〜１０７λ／閲、であり、より好ま
しくは１０３〜ｔｏ６Ｘ７＝、である。１０２＾／閲、
より遅い場合には輝尽性螢光体層の製造に時間がかかり
すぎるため好ましくないし、１０７λ／Ｍ、より速い場
合には速度のコントロールが困難となり好ましくない。The interval is approximately 10 to 4, depending on the average range of the evaporation source.
It is taken as 0cm. Next, the gas inside the Pelger 1 is removed by operating the fish valve 13, etc., and 1O-4 to 1O-
The degree of vacuum is approximately 6 Torr. Next, the evaporation source is heated and evaporated using a resistance heater, and the shutter 3 is opened to start evaporation. The deposition is performed while controlling the deposition rate and thickness using the film thickness detectors 4 and 5, and when a predetermined thickness is reached, the shutter 3 is closed to stop the deposition. Although the deposition rate in the present invention varies depending on the type of the stimulable phosphor or stimulable phosphor raw material used and the intended characteristics of the deposited film, it is 102 to 107 λ/cm, more preferably 103 to 6X7=, It is. 102＾/view,
If it is slower than 107λ/M, it is not preferable because it takes too much time to produce the stimulable phosphor layer, and if it is faster than 107λ/M, it becomes difficult to control the speed, which is not preferable.

また第１図（ｂ）には蒸発源体の加熱をエレクトロンビ
ーム法で行う場合の装置図を示した。該装置においては
同図（ａ）の６及び７に相当するものが同図（ｂ）にお
いては８及び９の坩堝と１０及び１．１のエレクトロン
ビームガンに分離して構成されておりそれ以外の機構は
同じであり、蒸発源体８′及び９′の加熱をエレクトロ
ンビームを用いて行うこと以外は前記と同様に蒸着が行
われる。Further, FIG. 1(b) shows a diagram of an apparatus in which the evaporation source is heated by an electron beam method. In this device, the parts corresponding to 6 and 7 in Figure (a) are separated into crucibles 8 and 9 and electron beam guns 10 and 1.1 in Figure (b). The mechanism is the same, and evaporation is performed in the same manner as described above, except that the evaporation sources 8' and 9' are heated using an electron beam.

さらに第１図（ａ）あるいは（ｂｌを用いた前記蒸着法
においては蒸着時、必要に応じて被蒸着物（支持体ある
いは保護層）を冷却あるいは加熱してもよい。Furthermore, in the vapor deposition method using FIG. 1(a) or (bl), the object to be vapor deposited (support or protective layer) may be cooled or heated as necessary during vapor deposition.

加熱温度としては被蒸着物（支持体）及び輝尽性螢光体
層の種類などにもよるが、室温〜６００’０の範囲から
選ばれるのが好ましく、５０’Ｏ〜４００℃の範囲から
選ばれるのがより好ましい。Although the heating temperature depends on the type of the material to be deposited (support) and the stimulable phosphor layer, it is preferably selected from the range of room temperature to 600'O, and from the range of 50'O to 400°C. It is more preferable to be selected.

なお被蒸着物を加熱して蒸着した際の蒸着後の処理につ
いては、真空度を保ったまま放冷してもよいし、あるい
はＮ２．不活性ガスなどを冷却媒体として装置内に導入
し急冷してもよい。Note that for post-deposition treatment when the object to be deposited is heated and deposited, it may be allowed to cool while maintaining the degree of vacuum, or N2. Rapid cooling may be performed by introducing an inert gas or the like into the apparatus as a cooling medium.

また、蒸着終了後輝尽性螢光体層を加熱処理してもよい
。Further, the stimulable phosphor layer may be heat-treated after the vapor deposition is completed.

また前記蒸着工程では複数回に分けて輝尽性螢光体層を
形成することも可能である。Further, in the vapor deposition step, it is also possible to form the stimulable phosphor layer in multiple steps.

蒸着終了後、必要に応じて前記輝尽性螢光体層に支持体
側とは反対の側に保護層を設けることにより本発明によ
る放射線画像変換パネルが製造される。尚、保護層上に
輝尽性螢光体層を形成した後、支持体を設ける手順をと
ってもよい。After the vapor deposition is completed, a protective layer is provided on the stimulable phosphor layer on the side opposite to the support, if necessary, to produce a radiation image conversion panel according to the present invention. Incidentally, after forming the stimulable phosphor layer on the protective layer, the support may be provided.

本発明に係る放射線画像変換パネルにおいて輝尽性螢光
体とは、最初の光もしくは高エネルギー放射線が放射さ
れた後に、先約、熱的、機械的、化学的または電気的等
の刺激（輝尽励起）により、最初の光もしくは高エネル
ギー放射線の照射量に対応した輝尽発光を示す螢光体を
言うが、実用的な面から好ましくは５００　ｎｍ以上の
輝尽励起光によって輝尽発光を示す螢光体である。本発
明に係る放射線画像変換パネルに用いられる輝尽性螢光
体としては、例えば特開昭４８−８０４８７号に記載さ
れているＢａＳＯ４：　Ａｘ　（但しＡはＤＹ　、Ｔｂ
及びＴｍのうち少なくとも１種であり、Ｘは０．００１
≦ｘ　（１モル係である。）で表わされる螢光体、特開
昭４８−８０４８８号記載のＭｇ８０４　：　Ａｘ　（
但しＡはＨａ或いはＤｙのうちいづれかであり、０．０
０１≦Ｘ≦１モルチである）で表わされる螢光体、特開
昭４８−８０４８９号ｌこ記載されているＳ　ｒｓｏ４
：　Ａｘ　（但しＡはＤｙ、Ｔｂ及びＴｍのうち少なく
とも１種であり、Ｘはｏ、ｏｏｉ≦Ｘ≦１モルチである
。）で表わされている螢光体、特開昭５１．−２９８８
９号に記載されているＮａ２　Ｓ　０４　、　ＣａＳ　
０４及びＢａＳＯ４等にＭｎ、Ｄｙ及びＴｂのうち少な
くとも１種を添加した螢光体、特開昭５２−３０４８７
号に記載されているＢｅＯ、ＬｉＦ　、　ＭｇＳＯ４及
びＣａＦ２等の螢光体、特開昭５３−３９２７７号に記
載されているＬ　ｉ　２　Ｂ４０□：Ｃｕ、Ａｇ等の螢
光体、特開昭５４−４７８８３号に記載されているＬｉ
２Ｏ”　（Ｂ２Ｏ２）　Ｘ　’　Ｃｕ　（但しＸは２く
Ｘ≦３）、及びＬｉ２Ｏ・（Ｂ２Ｏ２）　ｘ　：　Ｃｕ
　、　Ａｇ　（但しＸは２くＸ≦３）等の螢光体、米国
特許３，８５９，５２７号に記載されているＳｒＳ：Ｃ
ｅ、Ｓｍｓ　　ＳｒＳ　：　Ｅｕ　＋８ｍ　、　Ｌａ２
Ｏ２Ｓ　：　Ｂｕ　、　Ｓｍ及び（Ｚｎ、Ｃｄ　）　Ｓ
　：　Ｍｎ　。In the radiation image conversion panel according to the present invention, the photostimulable phosphor refers to a stimulable phosphor that is stimulated by a priori, thermal, mechanical, chemical, electrical, etc. after the first light or high-energy radiation is emitted. It refers to a phosphor that exhibits stimulated luminescence corresponding to the amount of initial light or high-energy radiation irradiation due to (excitation), but from a practical standpoint it is preferable to exhibit stimulated luminescence by stimulated excitation light of 500 nm or more. This is the phosphor shown. Examples of the photostimulable phosphor used in the radiation image conversion panel of the present invention include BaSO4:Ax (where A is DY, Tb
and Tm, and X is 0.001
A phosphor represented by ≦x (1 mole ratio), Mg804 described in JP-A-48-80488: Ax (
However, A is either Ha or Dy, and 0.0
01≦X≦1molti), as described in JP-A No. 48-80489.
: A phosphor represented by Ax (where A is at least one of Dy, Tb and Tm, and X is o, ooi≦X≦1molti), disclosed in JP-A-51. -2988
Na2 S 04 , CaS described in No. 9
04 and BaSO4 etc. with at least one of Mn, Dy and Tb added, JP-A-52-30487
Phosphors such as BeO, LiF, MgSO4, and CaF2 described in JP-A-53-39277; phosphors such as Cu, Ag, etc. described in JP-A-53-39277; -Li described in No. 47883
2O” (B2O2)
, Ag (where X is 2 and X≦3), SrS:C described in U.S. Pat. No. 3,859,527.
e, SMS SrS: Eu +8m, La2
O2S: Bu, Sm and (Zn, Cd)S
: Mn.

Ｘ（但しＸはハロゲン）で表わされる螢光体が挙げられ
る。また、特開昭５５−１２１４２号に記載されている
ＺｎＳ　：　Ｃｕ　、　Ｐｂ螢光体、一般式がＢａＯ・
ＸＡ７２０３　：　Ｂｕ　　（但し０８≦Ｘ≦１０）で
表わされるアルミン酸バリウム螢光体、及び一般式がＭ
ＩＯ・ｘｓｉ０２　：　Ａ　（但しＭｌはＭｇ、Ｃａ　
、　Ｓｒ　、　Ｚｎ　、　Ｃｄ又はＢａでありＡはＣｅ
　、　Ｔｂ　、　Ｅｕ　、　　Ｔｍ　、　Ｐｂ　、　’
ｒｌＢ１及びＭｎのうち少なくとも１種であり、Ｘは０
５≦Ｘく２５である。）で表わされるアルカリ土類金属
珪酸塩系螢光体が挙げられる。また、一般式が （Ｂａ、Ｘ−ｙＭｇｘＣａｙ　）　ＦＸ　：　ｅＦｉｕ
”（但しＸはＢｒ及びＣ１の中の少なくとも１つであり
、ｘ、ｙ及びｅはそれぞれ０　＜　ｘ　＋　ｙ≦０６１
８．≠Ｏ及び１ｏ−６≦ｅ≦５　×１０−２ナル条件ヲ
’ａ　タす数である。）、で表わされるアルカリ土類弗
化ハロゲン化物螢光体、特開昭５５−１２１４４号に記
載されている一般式が ＬｎＯＸ　：　ｘＡ ゛（但しＬｎはＬａ　、　Ｙ　、　Ｇｄ及びＬｕの少な
くとも１つを、ＸはＣ１及び／又はＢ「を、ＡはＣｅ及
び／又はＴｂを、ＸはＯ＜　ｘ　＜　０．１を満足する
数を表わす。）で表わされる螢光体、特開昭５５−１２
１４５号に記載されている一般式が （Ｂａ＋−ｘＭ’ｘ）　　ＦＸ　　：　　　ｙＡ（但し
Ｍｌは、Ｍｇ　、　Ｃａ　ｒ　Ｓｒ　ｒ　Ｚｎ及びＣｄ
のうちの少なくとも１つを、ＸはＣ１＋　Ｂｒ及びＩの
うちの少なくとも１つを、ＡはＥｌｌ　、　Ｔｂ　、　
Ｃｅ　＋　Ｔｍ　、　Ｄｙ　＋Ｐｒ　、Ｈｏ　、Ｎｄ　
、Ｙｂ及びＢｒのうちの少なくとも１つを、Ｘ及びｙは
Ｏ≦Ｘ≦０６及びＯ≦ｙ≦０．２なる条件を満たす数を
表わす。）で表わされる螢光体、特開昭５５−８４３８
９号に記載されている一般式がＢａＦ’Ｘ　：　ｘＣｅ
　、　ｙＡ　（但し、ＸはＣｌ、　Ｅｒ及びｒのうちの
少なくとも１つ、ＡはＩｎ　、　Ｔｅ　、　Ｇｄ　、　
Ｓｍ及びＺｒのうちの少なくとも１つであり、Ｘ及びｙ
はそれぞれＯくＸ≦２　Ｘ　１０−’及びｏ＜ｙ≦５×
１０−２である。）で表わされる螢光体、特開昭５５−
１６００７８号に記載されている一般式がＭｌｌＦＸ−
ｘＡ：ｙＬｎ （但しＭｌはＭｇ　、　Ｃａ　、　Ｂａ　、　Ｓｒ　、
　Ｚｎ及びＣｃｒのうちの少なくとも１種、ＡはＢｅＯ
、ＭｇＯ、Ｃ，１０。A fluorescent material represented by X (where X is a halogen) can be mentioned. Furthermore, the ZnS:Cu,Pb phosphor described in JP-A-55-12142 has a general formula of BaO.
XA7203: Barium aluminate phosphor represented by Bu (however, 08≦X≦10), and whose general formula is M
IO・xsi02: A (However, Ml is Mg, Ca
, Sr, Zn, Cd or Ba, and A is Ce
, Tb, Eu, Tm, Pb, '
at least one of rlB1 and Mn, and X is 0
5≦X×25. ) are alkaline earth metal silicate-based phosphors. In addition, the general formula is (Ba, X-yMgxCay) FX: eFiu
” (However, X is at least one of Br and C1, and x, y, and e each satisfy 0 < x + y≦061
8. ≠O and 1o-6≦e≦5×10-2 Null condition wo'a is the number to be used. ), the general formula of the alkaline earth fluorohalide phosphor described in JP-A-55-12144 is LnOX: xA゛ (where Ln is at least one of La, Y, Gd and Lu , X represents C1 and/or B, A represents Ce and/or Tb, and X represents a number satisfying O < x < 0.1. 12
The general formula described in No. 145 is (Ba+-xM'x) FX: yA (where Ml is Mg, Car Sr r Zn and Cd
X is at least one of C1+ Br and I, A is Ell, Tb,
Ce + Tm, Dy + Pr, Ho, Nd
, Yb and Br, and X and y represent numbers satisfying the conditions O≦X≦06 and O≦y≦0.2. ), JP-A-55-8438
The general formula described in No. 9 is BaF'X: xCe
, yA (where X is at least one of Cl, Er and r, A is In, Te, Gd,
at least one of Sm and Zr, X and y
are 0×≦2×10−′ and o<y≦5×, respectively.
It is 10-2. ), Japanese Patent Application Laid-open No. 1983-
The general formula described in No. 160078 is MllFX-
xA:yLn (However, Ml is Mg, Ca, Ba, Sr,
At least one of Zn and Ccr, A is BeO
, MgO, C,10.

ＳｒＯ、ＢａＯ、ＺｎＯ、Ａｌ２Ｏ３，Ｙ２Ｏ３，Ｌａ
２Ｏ３，Ｉｎ２Ｏ３。SrO, BaO, ZnO, Al2O3, Y2O3, La
2O3, In2O3.

５ｉ０２　、　ＴｉＯ２、ＺｒＯ２、Ｇｅｏ□、　５ｎ
０２　、　Ｎｂ２ｏ６．　Ｔａ２０５及びＴｈＯ□のう
ちの少なくとも１種、ＬｎはＥｕ　。5i02, TiO2, ZrO2, Geo□, 5n
02, Nb2o6. At least one of Ta205 and ThO□, and Ln is Eu.

Ｔｂ　、　Ｃｅ　、　Ｔｍ　、　Ｄｙ　、　Ｐｒ　、　
Ｈｏ　、　Ｎｄ　、　Ｙｂ　、　Ｅｒ　。Tb, Ce, Tm, Dy, Pr,
Ho, Nd, Yb, Er.

Ｓｍ及びＧｄのうちの少なくとも１種であり、ＸはＣ１
ｌ　、　Ｂｒ及び［のうちの少くとも１種であり、Ｘ及
びｙはそれぞれ５　Ｘ　ＩＱ−’≦Ｘ≦０．５及びｏ＜
ｙ≦０．２なる条件を満たす数である。）で表わされる
希土類元素付活２価金属フルオロハライド螢光体、一般
式がＺｎＳ　：　Ａ、　ＣｄＳ　：　Ａ、　　（Ｚｎ　
、　Ｃｄ）　Ｓ　：Ａ、ＺｎＳ　：　Ａ　、　Ｘ及びＣ
ｄＳ　：　Ａ　、　Ｘ　（但しＡはＣｕ　。is at least one of Sm and Gd, and X is C1
at least one of l, Br and [, and X and y are respectively 5 X IQ-'≦X≦0.5 and o<
This is a number that satisfies the condition y≦0.2. ) Rare earth element-activated divalent metal fluorohalide phosphor, whose general formula is ZnS: A, CdS: A, (Zn
, Cd) S: A, ZnS: A, X and C
dS: A, X (However, A is Cu.

Ａｇ　、　Ａｕ　、又はＭｒ＋であり、Ｘはハロゲンで
ある。）で表わされる螢光体、特開昭５７−１４８２８
５号に記載されている下記いづれかの一般式 ％式％： （式中、Ｍ及びＮはそれぞれＭｇ、Ｃａ、Ｓｒ。Ag, Au, or Mr+, and X is halogen. ), Japanese Patent Application Laid-Open No. 57-14828
Any of the following general formula % formula % described in No. 5: (In the formula, M and N are Mg, Ca, and Sr, respectively.

Ｂａ　、　Ｚｎ及びＣｄのうちの少なくとも１種、Ｘは
Ｆ。at least one of Ba, Zn and Cd; X is F;

Ｃｌ、Ｂｒ及び１のうち少なくとも１種、ＡはＢｕ　。At least one of Cl, Br and 1, A is Bu.

Ｔｂ　、　Ｃｅ　、　Ｔｍ　、　Ｄｙ　、　Ｐｒ　、　
Ｈｏ　、　Ｎｄ　、　Ｙｂ　、　Ｅｒ　。Tb, Ce, Tm, Dy, Pr,
Ho, Nd, Yb, Er.

Ｓｂ　、　Ｔｄ　、　Ｍｎ及びＳｎのうち少なくとも１
種を表わす。また、Ｘ及びｙはＯ＜　ｘ≦６．０≦ｙ≦
１なる条件を満たす数である。）で表わされる螢光体、
下記いづれかの一般式 ％式％： （式中、ＲｅはＬａ　、　Ｇｄ　、　Ｙ　、　Ｌｕのう
ち少なくとも１種、Ａはアルカリ土類金属、Ｂａ　、　
Ｓｒ　、　Ｃａのうち少なくとも１種、Ｘ及びＸ′はＦ
、Ｃｌ、Ｂｒのうち少なくとも１種を表わす。また、Ｘ
及びｙは、Ｉ　Ｘ　１０−’＜ｘ＜３　Ｘ　１０−’、
　　Ｉ　Ｘ　１０−’＜ｙ＜　１ｘ１ｏ−’なる条件を
満たす数であり、ｎ７ｍはＩ　Ｘ　］、０−３（ｎ７ｍ
　（７Ｘ　１０”なる条件を満たす。）で表わされる螢
光体、および−記一般式 ％式％： （但し、ＭｌはＬｉ　、Ｎａ　、に、　Ｒｂ　、および
Ｃｓから選ばれる少なくさも１種のアルカリ金属であり
、ＭｌはＢｅ、Ｍｇ、Ｃａ、Ｓｒ、Ｂａ、Ｚｎ、Ｃｄ、
ＣｕおよびＮ１から選ばれる少なくとも１種の二価金属
である。ＭＩｌｌはＳｃ　、　Ｙ　、　Ｌａ　、　Ｃｅ
　、　Ｐｒ　’＋　Ｎｄ　、　Ｐｍ　、　Ｓｍ　、　Ｅ
ｕ　、　Ｇｄ　、　Ｔｂ　。At least one of Sb, Td, Mn and Sn
Represents a species. Also, X and y are O< x≦6.0≦y≦
This is a number that satisfies the condition of 1. ), a phosphor represented by
Any of the following general formula % formula %: (wherein, Re is at least one of La, Gd, Y, Lu, A is an alkaline earth metal, Ba,
At least one of Sr and Ca, X and X' are F
, Cl, and Br. Also, X
and y is IX10-'<x<3X10-',
It is a number that satisfies the condition I
(satisfying the condition of 7 x 10"), and the general formula %: (where Ml is at least one alkali selected from Li, Na, Rb, and Cs. Ml is a metal, and Ml is Be, Mg, Ca, Sr, Ba, Zn, Cd,
At least one divalent metal selected from Cu and N1. MIll is Sc, Y, La, Ce
, Pr'+Nd, Pm, Sm, E
u, Gd, Tb.

Ｄｙ　、　Ｈｏ　、　Ｂｒ　、　Ｔｍ　、　Ｙｂ　、　
Ｌｕ　、　Ａｌ、　ＧａおよびＩｎから選ばｎる少なく
とも１種の三価金属である。Ｘ。Dy, Ho, Br, Tm, Yb,
At least one trivalent metal selected from Lu, Al, Ga and In. X.

Ｘ′およびＸ“はＦ、（Ｊ’、ＢｒおよびＩから選ばれ
る少なくとも１種のハロゲンである。ＡはＥｕ　＋　’
ｒｂ　ＩＣｅ　＋　Ｔｍ　＋　Ｄｙ　＋　Ｐｒ　＋　Ｈ
ｏ　ｒ　Ｎｄ　、　Ｙｂ　＋　Ｂｒ　、　Ｇｄ　＋　Ｌ
ｕ　＋　Ｓｍ　＋Ｙ　、　’ｒｌ、　Ｎａ　、　Ａｇ　
、　ＣｕおよびＭｇから選ばれる少なくとも１種の金属
である。X' and X'' are at least one halogen selected from F, (J', Br and I. A is Eu + '
rb ICe + Tm + Dy + Pr + H
or Nd, Yb + Br, Gd + L
u + Sm + Y, 'rl, Na, Ag
, Cu and Mg.

またａは、０≦ａ（０，５の範囲の数値であり、ｂはＯ
≦ｂ＜０．５の範囲の数値であり、ＣはＯ（ｃ≦０２の
範囲の数値である。）で表わされるアルカリハライド螢
光体等が挙げられる。Also, a is a numerical value in the range of 0≦a (0, 5, and b is O
Examples include an alkali halide phosphor in which the value is in the range of ≦b<0.5, and C is represented by O (the value is in the range of c≦02).

しかし、本発明の放射線画像変換パオルに用いられる輝
尽性螢光体は、前述の螢光体に限られるものではなく、
放射線を照射した後輝尽励起光を照射した場合に輝尽発
光を示は螢光体であればいかなる螢光体であってもよい
。However, the photostimulable phosphor used in the radiation image conversion towel of the present invention is not limited to the above-mentioned phosphor,
Any phosphor may be used as long as it exhibits stimulated luminescence when irradiated with radiation and then irradiated with stimulated excitation light.

本発明に係る放射線画像変換パネルは前記の輝尽性螢光
体の少なくとも１種類を含む一つ若しくは二つ以上の輝
尽性螢光体層から成る輝尽性螢光体層群であってもよい
。また、それぞれの輝尽性螢光体層に含まれる輝尽性螢
光体は同一であってもよいが異なっていてもよい。The radiation image conversion panel according to the present invention is a photostimulable phosphor layer group comprising one or more photostimulable phosphor layers containing at least one kind of the above-mentioned photostimulable phosphors. Good too. Furthermore, the stimulable phosphors contained in each stimulable phosphor layer may be the same or different.

本発明に係る放射線画像変換パオルの輝尽性螢光体層の
層厚は放射線画像変換パネルの放射線に対する感度、輝
尽性螢光体の種類等によって異なるが、１０μｍ〜１０
００μｍの範囲から選ばれるのが好ましく、２０μｒｎ
〜８００μｍの範囲から選ばれるのがより好ましい。The layer thickness of the photostimulable phosphor layer of the radiation image conversion towel according to the present invention varies depending on the radiation sensitivity of the radiation image conversion panel, the type of photostimulable phosphor, etc., but is 10 μm to 10 μm.
Preferably selected from the range of 00 μm, 20 μrn
More preferably, it is selected from the range of ~800 μm.

第２図は本発明に係る放射線画像変換パネルの輝尽性螢
光体の層厚および該層厚に対応する輝尽性螢光体の晴着
量と放射線感度の関係を表わしている。本発明に係る放
射線画像変換パネルの輝尽性螢光体層は従来のパネルの
様に結着剤を含んでいないので輝尽性螢光体の晴着量（
充填率）が従来の放射線画像変換パネルの約２倍あり、
輝尽性螢光体層単位厚さ当りの放射線吸収率が向上し従
来の放射線画像変換パネルより放射線に対して高感度と
なるばかりか、画像の粒状性が向上する。FIG. 2 shows the layer thickness of the photostimulable phosphor of the radiation image conversion panel according to the present invention and the relationship between the amount of deposition of the photostimulable phosphor corresponding to the layer thickness and the radiation sensitivity. Unlike conventional panels, the stimulable phosphor layer of the radiation image conversion panel according to the present invention does not contain a binder, so the amount of stimulable phosphor deposited (
The filling rate) is approximately twice that of conventional radiation image conversion panels,
Not only does the radiation absorption rate per unit thickness of the stimulable phosphor layer improve, making it more sensitive to radiation than conventional radiation image conversion panels, but also the graininess of images is improved.

また、本発明に係る放射線画像変換パネルの輝尽性螢光
体層は結着剤を含有していないので、透明性に優れてお
り、輝尽励起光および輝尽発光の透過性が高く、従来の
放射線画像変換パネルより層厚を厚くすることが可能で
ある。In addition, since the photostimulable phosphor layer of the radiation image conversion panel according to the present invention does not contain a binder, it has excellent transparency, and has high transmittance to stimulated excitation light and stimulated luminescence. It is possible to make the layer thickness thicker than that of conventional radiation image conversion panels.

さらに、本発明に係る放射線画像変換パネルの輝尽性螢
光体層は前述のように透明性に優れているため、輝尽励
起光の輝尽性螢光体層中ての散乱が減少し、画像の詐鋭
性が著しく向上する。Furthermore, since the photostimulable phosphor layer of the radiation image conversion panel according to the present invention has excellent transparency as described above, scattering of photostimulable excitation light in the photostimulable phosphor layer is reduced. , the sharpness of the image is significantly improved.

本発明に係る放射線画像変換パオルにおいて用いられる
支持体としては各種高分子材料、ガラス、金属等が用い
られ、セルロースアセテートフィルム、ポリエステルフ
ィルム、ポリエチレンテレフタレートフィルム、ポリア
ミドフィルム、ポリイミドフィルム、トリアセテートフ
ィルム、ポリカーボネイトフィルム等のプラステノクフ
１ルム、アルミニウム、鉄、銅、クロム等の金属シート
或は該金属酸化物の被覆層を有する金属シートが好まし
い。The support used in the radiation image conversion towel according to the present invention includes various polymeric materials, glass, metal, etc., such as cellulose acetate film, polyester film, polyethylene terephthalate film, polyamide film, polyimide film, triacetate film, and polycarbonate film. Preferred are metal sheets made of plastenophthalmium, aluminum, iron, copper, chromium, etc., or metal sheets having a coating layer of such metal oxides.

これら支持体の表面は１１面であってもよいし、輝尽性
螢光体層との接着性を向上させる目的てマット面として
もよいし、反射層あるいは吸収層を設けてもよい。また
、支持体の表面は第３図ｔａ＋に示すような凹凸面３１
としてもよいし、（ｂ）に示すように隔絶されたタイル
状板３３を敷きつめた構造でもよい。第３図（ａ）の場
合には輝尽性螢光体、署が第３図（ｃｌの断面図に示す
ように凹凸面によって細分化されるので画像の鮮鋭性が
一段と向上する。第３図（ｂ）の場合には輝尽性螢光体
層が支持体のタイル状板３３の輪郭を維持しながら堆積
するので、桔果的には輝尽性螢光体層は第３図（ｄ）の
断面図に示すように亀裂３６によって隔絶された輝尽性
螢光体の柱状ブロック３５から成るため、画像の鮮鋭性
が一段と向上する。The surface of these supports may be 11-sided, may be matte for the purpose of improving adhesion to the stimulable phosphor layer, or may be provided with a reflective layer or an absorbing layer. In addition, the surface of the support body has an uneven surface 31 as shown in FIG. 3 ta+.
Alternatively, as shown in (b), a structure in which isolated tile-like plates 33 are laid out may be used. In the case of FIG. 3(a), the photostimulable phosphor is subdivided by the uneven surface as shown in the cross-sectional view of FIG. 3(cl), so the sharpness of the image is further improved. In the case of FIG. 3(b), the photostimulable phosphor layer is deposited while maintaining the contour of the tile-like plate 33 of the support, so that the photostimulable phosphor layer is actually deposited as shown in FIG. As shown in the cross-sectional view in d), the image sharpness is further improved because it consists of columnar blocks 35 of stimulable phosphor separated by cracks 36.

さらにこれら支持体は、輝尽性螢光体層との接着性を向
上させる目的で輝尽性螢光体層が設けられる面に下引層
を設けてもよい。また、これら支持体の層厚は用いる支
持体の材質等１こよって異なるが、一般的には８０μｍ
〜２０００μｍであり、取扱い上の点からさらに好まし
くは８０μｍ〜１０００μｍである。Furthermore, these supports may be provided with a subbing layer on the surface on which the photostimulable phosphor layer is provided for the purpose of improving adhesion to the photostimulable phosphor layer. The layer thickness of these supports varies depending on the material of the support used, etc., but is generally 80 μm.
2000 μm, more preferably 80 μm to 1000 μm from the viewpoint of handling.

本発明に係る放射線画像変換パネルにおいては、一般的
に前記輝尽性螢光体層が露呈する面に、輝尽性螢光体層
を物理的にあるいは化学的に保護するための保護層が設
けられてもよい。この保護層は、保護層用塗布液を輝尽
性螢光体層上に直接塗布して形成してもよいし、あるい
はあらかじめ別途形成した保護層を輝尽性螢光体層上に
接着してもよい。保護層の材料としては酢酸セルロース
、ニトロセルロース、ポリメチルメタクリレート、ホリ
ビニルブチラール、ポリビニルホルマール、ポリカーボ
ネート、ポリエステル、ポリエチレンテレフタレート、
ポリエチレン、塩化ビニリデン、ナイロン等の通常の保
護層用材料が用いられる。In the radiation image conversion panel according to the present invention, a protective layer for physically or chemically protecting the photostimulable phosphor layer is generally provided on the surface where the photostimulable phosphor layer is exposed. may be provided. This protective layer may be formed by directly applying a protective layer coating solution onto the stimulable phosphor layer, or by adhering a separately formed protective layer onto the stimulable phosphor layer. It's okay. Materials for the protective layer include cellulose acetate, nitrocellulose, polymethyl methacrylate, polyvinyl butyral, polyvinyl formal, polycarbonate, polyester, polyethylene terephthalate,
Conventional protective layer materials such as polyethylene, vinylidene chloride, nylon, etc. are used.

また、この保護層は蒸着法、スパッタ法等により、Ｓｉ
ｃ　、　５ｉｎ２．　ＳｉＮ　、　ｋｌｌ、、０３など
の無機物質を積層して形成してもよい。これらの保護層
の層厚は一般には０．１μｍ〜１００μｍ程度が好まし
い。In addition, this protective layer is made of Si by vapor deposition, sputtering, etc.
c, 5in2. It may also be formed by laminating inorganic materials such as SiN, kll, 03, etc. The thickness of these protective layers is generally preferably about 0.1 μm to 100 μm.

本発明に係る放射線画像変換パネルは第４図に概略的に
示される放射線画像変換方法に用いられた場合、優れた
鮮鋭性、粒状性および感度を与える。すなわち、第４図
において、４１は放射線発生装置、４２は被写体、４３
は本発明の放射線画像変換パネル、４４は輝尽性励起光
源、４５は該放射線画像変換パネルより放射された輝尽
螢光を検出する光電変換装置、４６は４５で検出された
信号を画像として再生する装置、４７は再生された画像
を表示する装置、４８は輝尽励起光と輝尽螢光とを分離
し、輝尽螢光のみを透過させるフィルターである。尚４
５以降は４３からの光情報を何らかの形で画像とじて再
生できるものであればよく、上記に限定されるものでは
ない。The radiographic image conversion panel according to the invention provides excellent sharpness, graininess and sensitivity when used in the radiographic image conversion method shown schematically in FIG. That is, in FIG. 4, 41 is a radiation generating device, 42 is a subject, and 43 is a radiation generating device.
44 is a radiation image conversion panel of the present invention, 44 is a photostimulable excitation light source, 45 is a photoelectric conversion device that detects the stimulated fluorescence emitted from the radiation image conversion panel, and 46 is a signal detected by 45 as an image. 47 is a device for displaying the reproduced image; and 48 is a filter that separates the photostimulated excitation light and the photostimulated fluorescence and allows only the photostimulated fluorescence to pass through. Nao 4
5 and subsequent parts may be any device that can reproduce the optical information from 43 as an image in some form, and is not limited to the above.

第４図に示されるように、放射線発生装置４１からの放
射線は被写体４２を通して本発明の放射線画像変換パネ
ル４３に入射する。この入射した放射線は放射線画像変
換パネル４３の輝尽性螢光体層に吸収され、そのエネル
ギーが蓄積され、放射線透過像の蓄積像が形成される。As shown in FIG. 4, radiation from a radiation generating device 41 enters a radiation image conversion panel 43 of the present invention through a subject 42. This incident radiation is absorbed by the stimulable phosphor layer of the radiation image conversion panel 43, its energy is accumulated, and an accumulated radiation image is formed.

次にこの蓄積像を輝尽励起光源４４からの輝尽励起光で
励起して輝尽発光として放出せしめる。放射線画像変換
パネル４３は、輝尽性螢光体層中に結着剤が含まれてお
らず輝尽性螢光体層の透明性が高いため上記輝尽励起光
による走査の際に、輝尽励起光が輝尽性螢光体層中で拡
散するのが抑制される。Next, this accumulated image is excited with stimulated excitation light from the stimulated excitation light source 44 to emit stimulated luminescence. Since the radiation image conversion panel 43 does not contain a binder in the photostimulable phosphor layer and has high transparency, it does not contain any phosphor when scanned by the above-mentioned photostimulable excitation light. Diffusion of exhaustion excitation light in the photostimulable phosphor layer is suppressed.

放射される輝尽発光の強弱は蓄積された放射線エネルギ
ー量に比例するので、この光信号を例えば光電子増倍管
等の光電変換装置４５て光電変換し、画像再生装置４６
によって画像として再生し、画像表示装置４７によって
表示することにより、被写体の放射線透過像を観察する
ことができる。Since the strength of the emitted stimulated luminescence is proportional to the amount of accumulated radiation energy, this optical signal is photoelectrically converted by a photoelectric conversion device 45 such as a photomultiplier tube, and then transmitted to an image reproduction device 46.
By reproducing the image as an image and displaying it on the image display device 47, a radiographic image of the subject can be observed.

（実施例） 次に本発明を実施例によって説明する。(Example) Next, the present invention will be explained by examples.

実施例１ 支持体として１１０００Ａ厚の石英ガラスを蒸着器中に
設置した。次に、抵抗加熱用のモリブデンボートに目的
とするアルカリハライド輝尽性螢光体（ＲｂＢｒ　：　
ｏ、ｏｏｏ６’ｒｅ）　（７）ＩｊＸ料テアルＲｂＢｒ
　ヲ入ｈ、もう一方のタンタルボートにはＴｌ１Ｂｒを
入れ抵抗加熱用電極にセットし、続いて蒸着器を排気し
て２　Ｘ　１０−’　Ｔｏｒｒの真空度とした。次に、
モリブデン、タンタルそれぞれのボートに電流を流し抵
抗加熱法によってＲｂＢｒ　、　ＴｌＢｒを蒸発させた
。目的とする輝尽性螢光体層を得るために各々の膜厚検
出計によりＲｂＢｒ　、　ＴｌＢｒの蒸着速度を検出し
、それぞれの蒸着速度コントローラーにフィードバック
することによってｓ　ＲｂＢｒの蒸着速度を１８００Ｘ
／Ｓ、ＴｌＢ　ｒの蒸着速度を２．４Ｘ／Ｓ　　となる
ようコントロールしながら前記支持体上に層厚が３００
μｍの厚さになるまで堆積させて本発明の製造方法によ
る放射線画像変換パネルＡを得た。Example 1 A 11000A thick quartz glass was placed in a vapor deposition apparatus as a support. Next, alkali halide stimulable phosphor (RbBr:
o, ooo6're) (7) IjX material RbBr
Then, Tl1Br was put into the other tantalum boat and set on the resistance heating electrode, and then the evaporator was evacuated to a vacuum of 2 x 10-' Torr. next,
RbBr and TlBr were evaporated by a resistance heating method by passing an electric current through the molybdenum and tantalum boats. In order to obtain the desired photostimulable phosphor layer, the deposition rate of RbBr and TlBr was detected by each film thickness detector and fed back to each deposition rate controller to increase the deposition rate of sRbBr to 1800X.
/S, TlBr A layer thickness of 300 mm was deposited on the support while controlling the deposition rate to be 2.4X/S.
The radiation image conversion panel A was obtained by the manufacturing method of the present invention by depositing the particles to a thickness of μm.

このようにして得られた本発明による放射線画像変換パ
ネルＡに管電圧８０ＫＶｐのＸ線を１０ｍＲ照射した後
、Ｈｅ−Ｎｅレーザ光（６３３ｎｍ）で輝尽励起し、輝
尽性螢光体層から放射される輝尽発光を光検出器（光電
子増倍管）で光電変換し、この信号を画像再生装置によ
って画像として再生し、銀塩フィルム上に記録した。信
号の大きさより、放射線画像変換パネルＡのＸ線に対す
る感度を調べ第１表に示す。The thus obtained radiation image conversion panel A according to the present invention was irradiated with 10 mR of X-rays with a tube voltage of 80 KVp, and then photostimulated with He-Ne laser light (633 nm) to remove the photostimulable phosphor layer. The emitted stimulated luminescence was photoelectrically converted by a photodetector (photomultiplier tube), and this signal was reproduced as an image by an image reproducing device and recorded on a silver salt film. The sensitivity of the radiation image conversion panel A to X-rays was determined based on the signal magnitude and is shown in Table 1.

第１表において、Ｘ線に対する感度は本発明による放射
線画像変換パネル人を１００として相対値で示しである
。In Table 1, the sensitivity to X-rays is shown as a relative value with the radiation image conversion panel according to the present invention as 100.

実施例２ 蒸発源の加熱蒸発法として抵抗加熱法のかわりに２基の
エレクトロンビームガンを用いて加熱蒸発させること以
外は実施例１と同様にして本発明による放射線画像変換
パネルＢを得た。Example 2 A radiation image conversion panel B according to the present invention was obtained in the same manner as in Example 1, except that two electron beam guns were used instead of the resistance heating method as the heating evaporation method of the evaporation source.

このようにして得られた本発明による放射線画像変換パ
ネルＢは、実施例１と同様にして評価し、結果を第１表
に併記する。The radiation image conversion panel B according to the present invention thus obtained was evaluated in the same manner as in Example 1, and the results are also listed in Table 1.

比較例１ 支持体として１０００μｍ厚の石英ガラスを蒸着器中に
設置した。次に抵抗加熱用のモリブデンボート中にアル
カリハライド輝尽性螢光体（ＲｂＢｒ：０．０００６　
Ｔｌ　）を入れ、抵抗加熱用電極にセットし、続いて蒸
着器を排気して２　Ｘ　１０−’　Ｔｏｒｒの真空度と
した。Comparative Example 1 A 1000 μm thick quartz glass was placed in a vapor deposition device as a support. Next, an alkali halide stimulable phosphor (RbBr: 0.0006) was placed in a molybdenum boat for resistance heating.
Tl) and set it on a resistance heating electrode, and then the evaporator was evacuated to a vacuum of 2 x 10-' Torr.

次にモリブデンボートに電流を流し、抵抗加熱法によっ
てアルカリハライド輝尽性螢光体を蒸発させ膜厚検出計
により蒸着速度を検出し蒸着速度コントローラーにフィ
ードバックすることによって蒸着速度を１８００Ｘ／Ｓ
　　となるようコントロールしながら前記支持体上に層
厚が３００μｍの厚さになるまで堆積させて比較の製造
方法（こよる放射線画像変換パネルＰを得た。Next, a current is applied to the molybdenum boat, the alkali halide stimulable phosphor is evaporated by a resistance heating method, the deposition rate is detected by a film thickness detector, and this is fed back to the deposition rate controller to increase the deposition rate to 1800X/S.
A radiation image conversion panel P was obtained by depositing the layer on the support until the layer thickness reached 300 μm while controlling the following.

このようにして得られた比較による放射線画像変換パネ
ルＰは実施例１と同様にして評価し、結果を第１表に併
記する。The comparative radiation image conversion panel P thus obtained was evaluated in the same manner as in Example 1, and the results are also listed in Table 1.

比較例２ 比較例１において、アルカリハライド輝尽性螢光体原料
（ＲｂＢｒ１モル、Ｔｌ１Ｂｒ　０．０００６モルの混
合物）を蒸発源としで用いること以外は比較例１と同様
にして比較による放射線画像変換パネルＱを得た。Comparative Example 2 Comparative radiation image conversion was carried out in the same manner as in Comparative Example 1, except that the alkali halide stimulable phosphor raw material (a mixture of 1 mol of RbBr and 0.0006 mol of Tl1Br) was used as the evaporation source. I got panel Q.

このようにして得られた比較による放射線画像変換パネ
ルＱは実施例１と同様にして評価し結果を第１表に併記
する。The comparative radiation image conversion panel Q thus obtained was evaluated in the same manner as in Example 1, and the results are also listed in Table 1.

第　　　１　　　表 第１表より明らかなように本発明の製造方法による放射
線画像変換パネルＡ、Ｂは比較の製造方法による放射線
画像変換パネルＰに比べて粒状性、鮮鋭性は同等ながら
Ｘ線感度は約３倍高いものとかったへこれはｖＩｉＲＪ
＃、普先体層の形成時において付活剤であるＴｌＢｒの
蒸気圧がＲｂＢｒの蒸気圧と大きく異なるために、比較
例においては形成された輝尽性螢光体層に目的とする濃
度のＴｌがドープされなかったのに対し、実施例におい
ては蒸着時にＲｂＢｒ　、　Ｔｌ１Ｂｒ各成分の蒸着速
度をコントロールしたことにより、目的とする付活剤濃
度の輝尽性螢光体層が得られたためである。Table 1 As is clear from Table 1, the radiation image conversion panels A and B manufactured by the manufacturing method of the present invention have the same graininess and sharpness as the radiation image conversion panel P manufactured by the comparative manufacturing method, but have lower X-ray sensitivity. This is vIiRJ compared to the one that is about 3 times higher.
#, Since the vapor pressure of TlBr, which is an activator, is significantly different from that of RbBr during the formation of the phosphor layer, in the comparative example, the formed stimulable phosphor layer was coated with the desired concentration. This is because, whereas Tl was not doped, in the example, a stimulable phosphor layer with the desired activator concentration was obtained by controlling the deposition rate of each component of RbBr and Tl1Br during vapor deposition. be.

実施例３ 支持体として１１０００ｔｔ厚の石英ガラスを蒸着器中
にセットした。抵抗加熱用のモリブデン及びタンタルの
ボートを用意し、目的とするアルカリハライド輝尽性螢
光体（０，９ＲｂＢｒ　・０．Ｉ　ＣｓＦ　：　０．０
０１Ｔｌ）の原料である几ｂＢｒ　、　ＣｓＦ　　はそ
れぞれモリブデンボートに、ＴＩＪＢｒはタンタルボー
トに別々に入れてそれぞれを抵抗加熱用電極にセットし
、続いて蒸着器を排気して２　Ｘ　１Ｏ−６Ｔｏｒｒの
真空度上した。Example 3 A 11,000 tt thick quartz glass was set in a vapor deposition device as a support. Prepare molybdenum and tantalum boats for resistance heating, and prepare the target alkali halide stimulable phosphor (0.9RbBr ・0.I CsF: 0.0
01Tl) raw materials, BBr and CsF, were separately placed in a molybdenum boat, and TIJBr was placed in a tantalum boat, and each was set on a resistance heating electrode.Then, the evaporator was evacuated and a vacuum of 2 X 1O-6 Torr was applied. I went overboard.

次に、それぞれのボートに電流を流し抵抗加熱法によっ
てＲｂＢｒ　、　ＣｓＦ　、　ＴＶＢｒを蒸発させた。Next, a current was applied to each boat to evaporate RbBr, CsF, and TVBr using a resistance heating method.

目的とする輝尽性螢光体層を得るために各々の膜厚検出
計ｌこよりＲｂＢｒ　、　ＣｓＦ　、　ＴｌＢｒの蒸着
速度を検出し、それぞれの蒸着速度コントローラーにフ
ィードバックすることによって、ＲｂＢｒの蒸着速度を
１６０ＯＡ／Ｓ　、　ＣｓＦの蒸着速度を２４０　Ｘ／
Ｓ　ＴｌＢｒの蒸着速度を４　Ｘ／Ｓとなるようコント
ロールしながら前記支持体上に層厚が３００μｍの厚さ
になるまで堆積させて本発明による放射線画像変換パネ
ルＣを得た。In order to obtain the desired photostimulable phosphor layer, the deposition rate of RbBr, CsF, and TlBr is detected by each film thickness detector and fed back to each deposition rate controller, thereby controlling the deposition rate of RbBr. 160OA/S, CsF deposition rate 240X/S
A radiation image conversion panel C according to the present invention was obtained by depositing S TlBr on the support to a layer thickness of 300 μm while controlling the deposition rate to 4×/S.

このようにして得られた本発明による放射線画像変換パ
ネルＣは実施例１と同様にして評価し結果を第２表に示
す。第２表においてＸ線に対する感度は本発明による放
射線画像変換パネルＣを１００として相対値で示しであ
る。The thus obtained radiation image conversion panel C according to the present invention was evaluated in the same manner as in Example 1, and the results are shown in Table 2. In Table 2, the sensitivity to X-rays is shown as a relative value, with the radiation image conversion panel C according to the present invention being taken as 100.

比較例３ 比較例１（こおいて蒸着する輝尽性螢光体として０．９
　ＲｂＢｒ　・０．Ｉ　ＣｓＦ　：　０．００１　Ｔｌ
を用いること以外は比較例１と同様にして比較による放
射線画像変換パネルＲを得た。Comparative Example 3 Comparative Example 1 (0.9 as the photostimulable phosphor deposited here)
RbBr・0. ICsF: 0.001 Tl
A comparative radiation image conversion panel R was obtained in the same manner as in Comparative Example 1 except that the following was used.

このようにして得られた比較による放射線画像変換パネ
ルＲは実施例１と同様にして評価し結果を第２表に併記
する。The comparative radiation image conversion panel R thus obtained was evaluated in the same manner as in Example 1, and the results are also listed in Table 2.

第　　　２　　　表 第２表より明らかなように、本発明による放射線画像変
換パネルＣは、共蒸着により形成される輝尽性螢光体層
のＲｂＢｒ　＋　ＣｓＦ　ｒ　Ｔｌ各成分の蒸着速度を
コントロールしたことにより目的とする組成、付活剤濃
度の輝尽性螢光体層が得られた結果、比較によるパネル
Ｒに比べて粒状性、鮮鋭性は同等ながらＸ線感度は２．
５倍高くなった。Table 2 As is clear from Table 2, in the radiation image conversion panel C according to the present invention, the deposition rate of each component of RbBr + CsF r Tl in the photostimulable phosphor layer formed by co-evaporation was controlled. As a result, a stimulable phosphor layer with the desired composition and activator concentration was obtained, and as a result, compared to the comparative panel R, the graininess and sharpness were the same, but the X-ray sensitivity was 2.
5 times more expensive.

実施例４ 目的とする輝尽性螢光体（ＢａＦＢｒ　：　０．０１　
Ｂｕ　）の原料であるＢａＦ２　、　ＢａＢｒ２　ｒ　
ＥｕＢｒ３　　を抵抗加熱用の３つのタングステンボー
トに入れ蒸発源とし、それぞれの蒸着速度をＢａＦ２　
、　ＢａＢｒ２は１００ＯＸ／Ｓ、ＥｕＢｒ３は２０Ｘ
／Ｓとすること以外は実施例３と同様にして本発明によ
る放射線画像変換パネルＤを得た。Example 4 Target photostimulable phosphor (BaFBr: 0.01
BaF2, BaBr2 r, which is the raw material for
EuBr3 was placed in three tungsten boats for resistance heating as evaporation sources, and the evaporation rate of each was set to BaF2.
, BaBr2 is 100OX/S, EuBr3 is 20X
A radiation image conversion panel D according to the present invention was obtained in the same manner as in Example 3 except that /S was used.

このようにして得られた放射線画像変換パネルＤは実施
例１と同様にして評価し、結果を第３表に示す。第３表
？ζおいてＸ線に対する感度は本発明による放射線画像
変換パネルＤを１００として相対値で示しである。The radiation image conversion panel D thus obtained was evaluated in the same manner as in Example 1, and the results are shown in Table 3. Table 3? The sensitivity to X-rays in ζ is expressed as a relative value, with the radiation image conversion panel D according to the present invention being taken as 100.

比較例４ 比較例１において蒸着する輝尽性螢光体としてＢａＰＢ
ｒ　：　０．０１　Ｅｕを、抵抗加熱用ボートとしてタ
ングステンボートを用いること以外は比較例１と同様に
して比較による放射線画像変換パネルＳを得た。Comparative Example 4 BaPB was used as the photostimulable phosphor deposited in Comparative Example 1.
A comparative radiation image conversion panel S was obtained in the same manner as in Comparative Example 1 except that r: 0.01 Eu and a tungsten boat was used as the resistance heating boat.

このようにして得られた比較による放射線画像変換パネ
ルＳは実施例１と同様にして評価し結果第３表 第３表より明らかなように本発明による放射線画像変換
パネルＤは実施例工〜３と同様に、比較によるパネルに
対して粒状性、鮮鋭性は同様ながらＸ線感度は約３倍高
くなった。The comparative radiation image conversion panel S obtained in this manner was evaluated in the same manner as in Example 1, and as is clear from Table 3, the radiation image conversion panel D according to the present invention was evaluated in the same manner as in Example 1. Similarly, compared to the comparative panel, the graininess and sharpness were the same, but the X-ray sensitivity was about three times higher.

（発明の効果） 以上述べてきたように、本発明によれば蒸着法により所
望とする輝尽性螢光体層を得る際に、その成分の中に蒸
気圧が他と異なるものが含まれていても、所望する組成
、付活剤濃度の輝尽性螢光体層が得られるために、粒状
性、鮮鋭性の低下を招くことなく放射線に対する感度を
向上させることが可能である。(Effects of the Invention) As described above, according to the present invention, when a desired stimulable phosphor layer is obtained by a vapor deposition method, some of the components have different vapor pressures than others. Even if the stimulable phosphor layer has the desired composition and activator concentration, it is possible to improve the sensitivity to radiation without causing a decrease in graininess or sharpness.

本発明は、その効果が極めて大きく、工業的に有用であ
る。The present invention has extremely great effects and is industrially useful.

【図面の簡単な説明】[Brief explanation of drawings]

第１図は本発明に用いる蒸着装置例の断面概略図である
。 第２図は本発明で得られる放射線画像変換パネルの感度
特性を示す。 第３図ｆａ）　、　（ｂ）は本発明に用いられる支持体
の一例であり、（ｃ）　、　（ｄ）は前記支持体上に輝
尽性螢光体層を設けた本発明の製造方法による放射線画
像変換パネルの断面図の一例である。 第４図は放射線画像変換方法を、説明する図である。 第５図は輝尽性螢光体（ＲｂＢｒ　：　Ｔｌ）における
瞬時発光及び輝尽発光強度のＴＩ濃度依存性を示す図で
ある。 １・・ペルジャー　　　２・支持体 ３・・シャッター　　　４，５−・・膜厚検出計６．７
・・・抵抗加熱器　　６’、　７’、　８’、　９’・
・蒸発源体８．９・・・坩堝 １０　、１１・・・エレクトロンビームガン１２・・・
遮蔽板　　　　　１３・・メインバルブ１４・補助バル
ブ　　　１５リ一クバルブ出願人　小西六写真工業株式
会社 第１図 第３図 （ａ）　　　　　　　　　　　　　　（ｂ）ゝ３１３２ 第４図 漏FIG. 1 is a schematic cross-sectional view of an example of a vapor deposition apparatus used in the present invention. FIG. 2 shows the sensitivity characteristics of the radiation image conversion panel obtained by the present invention. Figure 3 fa) and (b) are examples of the support used in the present invention, and (c) and (d) are examples of the manufacturing method of the present invention in which a stimulable phosphor layer is provided on the support. 1 is an example of a cross-sectional view of a radiation image conversion panel according to FIG. FIG. 4 is a diagram for explaining the radiation image conversion method. FIG. 5 is a diagram showing the dependence of instantaneous luminescence and stimulated luminescence intensity on TI concentration in a photostimulable phosphor (RbBr:Tl). 1. Pelger 2. Support 3. Shutter 4, 5-. Film thickness detector 6.7
...Resistance heater 6', 7', 8', 9'・
- Evaporation source 8.9... Crucible 10, 11... Electron beam gun 12...
Shielding plate 13 Main valve 14 Auxiliary valve 15 Relief valve Applicant Konishiroku Photo Industry Co., Ltd. Figure 1 Figure 3 (a) (b) ゝ3132 Figure 4 Omitted

Claims (1)

【特許請求の範囲】[Claims] 支持体上に共蒸着法により少なくとも一層の輝尽性螢光
体層を形成することを特徴とする放射線画像変換パネル
の製造方法。A method for producing a radiation image conversion panel, which comprises forming at least one stimulable phosphor layer on a support by co-evaporation.