3 基本信息
ICS 13.280
C 57
中華人民共和國國家職業衛生標準WS 674—2020《醫用電子直線加速器質量控制檢測規範》（Specification for testing of quality control in medical linear accelerator）由中華人民共和國國家衛生健康委員會於2020年04月03日《關於發佈《職業性放射性皮膚疾病診斷》等7項衛生健康標準的通告》（國衛通〔2020〕4號）發佈，自2020年10月01日起實施，本標準部分代替 GBZ 126—2011。
4 發佈通知
關於發佈《職業性放射性皮膚疾病診斷》等7項衛生健康標準的通告
國衛通〔2020〕4號
現發佈《職業性放射性皮膚疾病診斷》等7項衛生健康標準，編號和名稱如下：
一、強制性國家職業衛生標準
GBZ 106—2020 職業性放射性皮膚疾病診斷（代替GBZ 106—2016、GBZ 219—2009、WS/T 475—2015）
GBZ 118—2020 油氣田測井放射防護要求（代替GBZ 118—2002、GBZ 142—2002）
GBZ 130—2020 放射診斷放射防護要求（代替GBZ 130—2013、GBZ 165—2012、GBZ 176—2006、GBZ 177—2006、GBZ/T 180—2006、GBZ/T 184—2006、GBZ 264—2015、部分代替GBZ 179—2006）
GBZ 169—2020 職業性放射性疾病診斷程序和要求（代替GBZ 169—2006、GBZ 156—2013）
二、強制性衛生行業標準
WS 674—2020 醫用電子直線加速器質量控制檢測規範（部分代替GBZ 126—2011）
三、推薦性衛生行業標準
上述標準自2020年10月1 日起施行，GBZ 106—2016、GBZ 219—2009、WS/T 475—2015、GBZ 118—2002、GBZ 142—2002、GBZ 130—2013、GBZ 165—2012、GBZ 176—2006、GBZ 177—2006、GBZ/T 180—2006、GBZ/T 184—2006、GBZ 264—2015、GBZ 169—2006、GBZ 156—2013，GBZ 179—2006被代替部分、GBZ 126—2011被代替部分同時廢止。
特此通告。
國家衛生健康委
2020年4月3日
5 前言
本標準第 4 章、第 5 章、附錄 A、附錄 B、附錄 C、附錄 D 和附錄 E 爲強制性條款，其餘爲推薦性條款。
本標準按照 GB/T 1.1—2009 給出的規則起草。
本標準代替 GBZ 126—2011《電子加速器放射治療放射防護要求》的設備防護性能及設備質量控制部分。與 GBZ 126—2011 的設備防護性能及設備質量控制部分相比，除編輯性修改外，主要技術變化如下：
——修改了標準適用範圍（見第 1 章，2011 版的第 1 章）；
——修改了部分術語和定義（見 3.1、3.3 和 3.6，2011 版的 3.1、3.6 和 3.12）；
——增加了質量控制檢測要求和檢測方法（見第 5 章和第 6 章）；
——刪除了劑量監測系統校準控制檢測項目、最大吸收劑量率檢測項目、楔形過濾器的 X 射線野檢測項目、照射野的光野指示檢測項目、輻射束軸在患者出射表面上的位置指示檢測項目、到輻射源距離的指示檢測項目、前後照射野的重合性檢測項目（見 2011 版的附錄 E）；
——修改了驗收檢測、狀態檢測和穩定性檢測的項目及檢測週期（見附錄 C，2011 版的附錄 E）；
——增加了驗收檢測與穩定性檢測的應檢指標和推薦性指標、旋轉運動標尺的零刻度位置檢測項目及其要求、治療牀運動精度檢測項目及其要求、治療牀剛度檢測項目及其要求（見附錄 C）；
——增加了質量控制檢測中體模位置及測量等中心的最佳佈局（見附錄 D）；
——增加了輻射野均整度及對稱性示意圖（見附錄 F）；
——增加了旋轉式機架示意圖（見附錄 G）。
本標準起草單位：中國醫學科學院放射醫學研究所、北京大學腫瘤醫院、中國疾病預防控制中心輻射防護與核安全醫學所、四川省疾病預防控制中心。
本標準主要起草人：張文藝、吳昊、張良安、丁豔秋、焦玲、何玲、楊翊。
本標準所代替標準的歷次版本發佈情況爲：
——GB 16369—1996；
——GBZ 126—2002；
——GBZ 126—2011。
6 標準正文
6.1 1 範圍
本標準規定了醫用電子直線加速器防護性能及質量控制檢測的要求及方法。
6.2 2 規範性引用文件
下列文件對於本文件的應用是必不可少的。凡是注日期的引用文件，僅注日期的版本適用於本文件。
凡是不注日期的引用文件，其最新版本（包括所有的修改單）適用於本文件。
GB 9706.5—2008 醫用電氣設備 第 2 部分：能量爲 1 MeV 至 50 MeV 電子加速器 安全專用要求
6.3 3 術語和定義
GB 9706.5—2008 和 GB 15213—2016 中界定的以及下列術語和定義適用於本文件。
3.1
正常治療距離 normal treatment distance；NTD
電子線時，爲沿着有用線束軸，從電子線窗沿輻射束軸至限束器末端或規定平面所測量的距離；X射線時，爲從靶的前表面沿輻射束軸至等中心所測量的距離；對於非等中心設備，則爲至規定平面的距離。
3.2
等中心 isocentre
放射學設備中，各種運動的基準軸線圍繞一個公共中心點運動，輻射束以此爲中心的最小球體內通過，此點即爲等中心。
3.3
標稱能量 nominal energy
注：本文件中簡稱能量。
3.4
均整度 flatteness
量度某一規定照射距離處照射野內各點吸收劑量率是否均勻的性能指標。
3.5
M 區 M area
在患者平面，以有用線束軸爲中心，並以最大照射野爲其邊界的區域。
3.6
患者平面 patient plane
用加速器對患者進行治療時，在正常治療距離處與治療牀平面平行、與治療牀垂直距離爲 7.5 cm的平面。
3.7
患者平面測試區 test area in patient plane
在患者平面上，距有用線束中心半徑爲 2 m 的，不包括 M 區在內的區域。
3.8
最大吸收劑量 maximum absorbed dose
在正常治療距離、照射野爲 10 cm×10 cm 條件下，在水模中沿輻射束軸上測量的吸收劑量的最大值。
3.9
雜散輻射 stray radiation
除有用輻射束外的所有輻射，主要包括電子治療時的雜散 X 射線、X 射線治療時引起患者相對錶面劑量升高的雜散輻射和雜散中子。
6.4 4 設備防護性能要求
6.4.1 4.1 一般要求
4.1.1 醫療機構在申請驗收檢測時，需向檢測機構提供放射治療設備生產廠家的隨機文件。
4.1.2 應對設備的泄漏輻射和雜散輻射（包括加速器治療的感生放射性）進行驗收檢測，正常情況下可不進行狀態和穩定性檢測；但當限束設備更換、改裝或維修後，應進行泄漏輻射和雜散輻射的檢測。
6.4.2 4.2 吸收劑量的控制
6.4.2.1 4.2.1 吸收劑量的監測和控制
4.2.1.1 使用的設備應具有獨立的雙道劑量監測系統，其輸出顯示爲劑量監測值，並應能用來計算受照靶體積內某一參考點的劑量。
a) 雙道劑量監測系統既可以是冗餘劑量監測組合，也可以是主-次劑量監測組合。在冗餘劑量監測組合時，兩道劑量監測均應達到廠家技術介紹所規定的性能；主-次劑量監測組合時，至少主劑量監測系統應達到廠家技術介紹所規定的性能；
b) 某道劑量監測系統發生故障時，應保障另一道能夠正常工作；每道劑量監測系統都應能獨立地終止照射；冗餘劑量監測組合時，每道都應設置爲達到預置參數時能終止照射；主-次劑量監測組合時，主道應設置爲達到預置參數時能終止照射，次道應設置爲超過預置參數時就應終止照射。超過值若採用百分比，則不應超過預置參數的 10%；若採用絕對劑量值，則在正常治療距離處不超過等效值 0.25 Gy；可任選，應選擇與預置參數差值最小的；
c) 任何原因引起的劑量監測讀數變化大於 5%時，應能自動終止照射；
d) 在校準雙道劑量監測系統時，應使其對同一劑量在雙道劑量監測系統的讀數一致；
e) 電源故障或元件失靈造成中斷或終止時，兩道劑量監測系統顯示的預選參數和劑量數據應保持不變，失效時刻的預選參數和劑量讀數應以可讀出的方式儲存起來，至少保持 20 min 以上；
f) 中斷或終止後應把顯示器復位到零，下次照射才能啓動；控制臺上確定劑量監測系統預選參數前，不應開始照射。
4.2.1.3 輻射探測器應符合以下要求：
a) 在輻射頭內應安裝兩個輻射探測器，其中至少有一個應是透射探測器，位於均整過濾器和束散射過濾器的患者一側，其中心在參考軸上；
b) 可以是固定式或移動式的，固定式應僅能用工具卸下，移動式應用聯鎖裝置阻止定位錯誤時的照射，照射過程中，如果輻射探測器偏離參考軸，應能終止照射；
c) 密封的輻射探測器應單獨密封，並附有密封完整性的合格證（包括試驗日期）。
a) 雙道劑量監測系統的顯示應清晰易讀，緊靠在一起並安置在治療控制臺上預選劑量監測值的顯示附近；
b) 如果用顯示終端，則應使用兩個獨立的顯示終端或者雙道劑量監測系統顯示在同一個終端上，但是此時應有一個備用顯示終端或一個普通的顯示，用來顯示至少一道數據；
d) 劑量監測值應顯示計數的增長，以顯示出超劑量的讀數和預選的劑量監測值。照射中斷或終止後，應保持這兩個計數；
e) 應在顯示值復位回零後，才能開始下一個新的照射；在從治療控制臺確定劑量監測計數之前，不應開始照射；
f) 電源故障或器件失靈造成照射中斷或終止時，此時的劑量監測計數應以可讀的方式存儲起來，並至少保持 20 min。
a) 每道劑量監測系統應都能獨立地終止照射。雙道劑量監測系統構成冗餘劑量監測系統組合時，每道都應能夠設置成劑量監測計數達到預置值時終止照射；
b) 主-次劑量監測系統組合中，主劑量監測系統應能夠設置成劑量監測計數達到預選值時終止照射；次劑量監測系統應能夠設置成劑量監測計數超過預選值 10%時終止照射；
c) 聯鎖裝置應確保在兩次照射之間或照射前，對沒有造成終止照射的劑量監測系統驗證其終止照射的能力。
a) 輻射探測器應能夠監測輻射束的不同部分，以便測出劑量分佈的對稱變化和非對稱變化；
b) 應提供措施，在均整度測量的規定深度上，當吸收劑量分佈畸變超過 10%或輻射探測器吸收劑量分佈探測信號指示變化大於 10%時，在增加的吸收劑量達到 0.25 Gy 之前，該措施使照射終止。
6.4.2.2 4.2.2 計時器的控制
4.2.2.1 應在治療控制臺上配置一個控制計時器，控制計時器應符合以下要求：
a) 是遞增式計時器；
b) 與照射的啓動和停止同步；
c) 在照射中斷或終止後保持其讀數；
d) 照射終止後，在啓動下次照射之前能復位回零；
e) 爲防止劑量監測系統失效，當預選的時間達到時，終止照射；
4.2.2.2 應提供相應措施，以確保控制計時器的設定值不超過使用說明書給定的限值，此值不大於在預期的劑量率下照射達到劑量監測預定值所需時間的 120%或附加 0.1 min，兩者取其大。
4.2.2.3 應採取措施，確保在兩次照射之間或在照射前試驗控制計時器終止照射的能力。
4.2.2.4 控制計時器應以分和分的十分位或以秒刻度，這兩種刻度不能混用。
6.4.2.3 4.2.3 吸收劑量率的控制
4.2.3.1 應配置一個劑量率監測系統，並在治療控制臺上顯示其讀數（每秒或每分鐘的劑量監測計數）。從該讀數應能計算出治療體積內某一參考點的吸收劑量率。
4.2.3.2 在任何故障維修狀態下，如果設備在正常治療距離處能夠產生比技術介紹規定的最大規定值兩倍還高的吸收劑量率，則應提供一個措施，使得當吸收劑量率超出最大規定值又不大於該值兩倍時終止照射。技術介紹應有能夠終止照射的吸收劑量率值。
6.4.2.4 4.2.4 輻射類型的選擇和顯示
對既能產生 X 射線也能產生電子線的設備，應符合以下要求：
a) 照射終止後，在治療控制臺上重新選擇好輻射類型之前，應阻止下一次照射；
b) 當要求在治療室內和治療控制臺上均進行選擇輻射類型操作時，一處的選擇不應在另一處顯示出來，只有等兩處都完成選擇後纔給出顯示；
c) 在治療室內的選擇與治療控制臺的選擇不一致時，應阻止照射；
d) 在照射期間和在照射之前，應在治療控制臺上顯示所用照射類型；
e) 聯鎖裝置應確保只能進行被選類型的照射；
f) 聯鎖裝置應保證，當規定用於電子照射的附件，例如電子限束器就位時，不應產生 X 照射；當規定用於 X 射線的附件，不應產生電子線；
g) 當規定爲電子線時應阻止 X 射線；當規定爲 X 射線時應阻止電子線。
6.4.2.5 4.2.5 能量的選擇和顯示
4.2.5.1 除只能產生一種能量輻射束的設備外，照射終止後，在治療控制臺上重新選擇好能量之前，應阻止下一次照射。
4.2.5.2 當要求在治療室內和治療控制臺上均進行選擇能量操作時，一處的選擇應不在另一處顯示出來，只有等兩處都完成選擇後纔給出顯示。
4.2.5.3 治療室內的選擇和治療控制臺上的選擇不一致時，應阻止照射。
4.2.5.4 能產生不同能量輻射束的設備，在照射期間和在照射之前應在治療控制臺上顯示在使用說明書上規定的能量值。
4.2.5.5 正常運行時，在所選運行模式和能量的條件下產生的輻射，發生以下任何一種情況，都應終止照射：
——在電子線窗上電子轟擊平均能量偏差超過±20%或±2 MeV（取其小者）時。
6.4.2.6 4.2.6 楔形過濾器的選擇和型式
4.2.6.1 照射開始前，在控制臺上選擇好一個規定的楔形過濾器或無楔形過濾器之前，不能啓動照射。
4.2.6.2 當要求治療室內和控制臺上都進行這類選擇時，僅在兩處的選擇都完成後才能在控制臺上顯示出來，當兩處的選擇不一致時，也要有不能照射的聯鎖裝置。
4.2.6.3 配有楔形過濾器的設備，應能夠在控制臺上顯示出正在用的楔形過濾器，每個楔形過濾器應有清晰的識別標記；若所選楔形過濾器未正確定位，則應有兩個獨立的聯鎖裝置來阻止或終止照射。
6.4.2.7 4.2.7 照射限束裝置的聯鎖
當 X 射線限束裝置被用作電子線限束系統的一部分時，應有聯鎖，當其實際位置和要求的位置相差超過 10 cm（在正常治療距離處）時，阻止電子線。
6.4.3 4.3 雜散輻射的控制與檢測
6.4.3.1 4.3.1 電子治療時的雜散 X 射線
在參考軸上，實際電子射程外 100 mm 的深度處，由於 X 射線引起的吸收劑量百分數值應不超過表1 給出的值。應在體模中測量，入射表面垂直於參考軸，在正常治療距離處，其各邊比照射野至少大 5 cm；體模的深度至少比測量深度大 5 cm。
6.4.3.2 4.3.2 X 射線治療時的相對錶面劑量
用 30 cm×30 cm 照射野，或用可能得到的最大矩形照射野（最大照射野小於 30 cm×30 cm 時），相對錶面劑量應不超過表 2 中的值。
測量應在體模中進行，其尺寸與位置如 4.3.1 所述。所有不用工具就可取下的輻射束成形裝置應從輻射束中移開，所有均整過濾器應留在其規定位置上。
6.4.3.3 4.3.3 雜散中子
4.3.3.1 雜散中子僅適用於電子能量超過 10 MeV 的設備。
4.3.3.2 在正常使用條件下，M 區域外，中子的吸收劑量與最大吸收劑量的比值應≤0.05%，其平均值（≤800 cm2面積上的均值）與最大吸收劑量的比值應≤0.02%。
6.4.3.4 4.3.4 雜散輻射的檢測
6.4.4 4.4 限束裝置的泄漏輻射控制與檢測
6.4.4.1 4.4.1 X 射線限束裝置
4.4.1.1 應對穿過限束裝置所有組合的泄漏輻射進行測量。透過限束裝置 X 射線泄漏輻射測試區主要在 M 區（見附錄 B 中圖 B.1）內進行。
4.4.1.2 任何一個限束裝置或其組合，下述要求應適用於每個獨立裝置或同時一起測量的組合裝置：
a) 除適用於 4.4.1.2 c）的情況外，任何限束裝置在 M 區域中任何處，泄漏輻射的空氣吸收劑量與最大吸收劑量的比值≤2%；
b) 對任何尺寸的照射野，泄漏輻射穿過任何限束裝置，在 M 區域中的平均吸收劑量與最大吸收劑量的比值≤0.75%；
c) 一個多元限束裝置若不能滿足 4.4.1.2 a）和 b）的要求，還需重疊可調節或可互換的限束裝置才能滿足要求時，則這些限束裝置應自動調節成最小尺寸的矩形照射野，包圍在多元限束裝置限定的照射野周邊；
d) 穿過多元限束裝置投射在 4.4.1.2 c）中自動形成的矩形照射野的泄漏輻射所引起的吸收劑量與最大吸收劑量的比值≤5%。
6.4.4.2 4.4.2 電子線限束裝置
4.4.2.1 應配備可以調節的或可互換的限束裝置和（或）電子束限束器，應能限制電子線野外的照射，以同時滿足以下的要求：
a) 幾何照射野邊界外2 cm處至M區邊界之間的區域中，吸收劑量與最大吸收劑量的比值≤10%；
b) 幾何照射野邊界外 4 cm 處至 M 區邊界之間的區域中，泄漏輻射的平均吸收劑量與最大吸收劑量的比值：
3）10 MeV<電子能量<35 MeV時，≤a%，其中，a=1+0.032(Ee-10)，Ee是電子能量，單位MeV。
4.4.2.2 從任一個電子束限束器外表面外推 2 cm，或從限束器末端到離外殼 l0 cm 處，測量的吸收劑與最大吸收劑量的比值≤10%。
4.4.2.3 當 X 射線限束裝置被用作電子線限束系統的一部分時，應有聯鎖設施，當其實際位置和要求的位置相差 10 cm（在正常治療距離處）時，應能阻止電子線。
6.4.4.3 4.4.3 M 區域外的泄漏輻射（中子除外）
4.4.3.1 設備應該提供防護屏蔽，衰減電離輻射，使位於參考軸並與參考軸垂直，直徑爲 2 m 的平面內（但不包括 M 區域）的泄漏輻射所致的吸收劑量衰減到以下水平：
a) 最大吸收劑量應不超過 10 cm×10 cm 照射野在平面中心測得的吸收劑量的 0.2%；
b) 其平均值應不超過中心的 0.l%。
4.4.3.2 患者平面外側泄漏輻射所致吸收劑量與最大吸收劑量的比值應≤0.05%。
6.4.4.4 4.4.4 患者平面外泄漏中子要求
4.4.4.1 患者平面外測試區泄漏中子的吸收劑量與最大吸收劑量的比值應≤0.05%。
4.4.4.2 用戶可不進行此項指標測量，但應要求治療設備提供方給出此指標的值。
6.4.5 4.5 在終止照射後感生放射性的測量和要求
4.5.1 感生放射性僅適用於電子能量超過 10 MeV 的設備。
4.5.2 在規定的最大吸收劑量率下，進行 4 Gy 照射，以間隙 10 min 的方式連續運行 4 h 後，在最後一次照射終止後的 10 s 開始測量，測得感生放射性的周圍劑量當量 H*(d)，且應滿足下列要求：
a) 累積測量 5 min，在離外殼表面 5 cm 任何容易接近處≤10 μSv，離外殼表面 1 m 處≤1 μSv；
b) 在≤3 min 的時間內，測得感生放射性的周圍劑量當量率在離外殼表面 5 cm 任何容易接近處≤200 μSv/h，離外殼表面 1 m 處≤20 μSv/h。
6.5 5 設備質量控制要求
6.5.1 5.1 一般要求
5.1.1 質量控制檢測分爲驗收檢測、狀態檢測和穩定性檢測。
5.1.2 醫用電子直線加速器的檢測項目、週期和技術要求應符合附錄 C 中表 C.1 的要求，對功能不具備或不能滿足檢測條件的被檢設備應在檢測報告中加以說明。
5.1.3 新安裝醫用電子直線加速器的驗收檢測結果應符合隨機文件中所列產品性能指標、雙方合同或協議中技術條款，但不應低於本標準的要求。供貨方未規定的項目應符合本標準要求。質量控制檢測結果符合或優於本標準中所規定的指標數值爲合格。
5.1.4 檢測報告的基本內容應包括：委託單位基本信息、設備信息、檢測項目、相應檢測要求、檢測結果及其相應標準要求。
5.1.5 質量控制檢測中體模位置及相關檢測條件按附錄 D 中 D.1 進行。
5.1.6 對於方形 X 射線照射野的均整度，體模表面位於輻射源下方，距等中心上方 10 cm 處，用以測量分佈在標準檢測深度平面上的吸收劑量；體模表面位於輻射源下方，距等中心上方距離爲最大劑量深度處，用以測量最大劑量深度平面上的吸收劑量。
5.1.7 對於非等中心設備和有關電子線的規定，其體模表面位於在正常治療距離處，以便對各個特定深度的平面進行測量。
5.1.8 驗收檢測、狀態檢測和穩定性檢測的具體檢測預置條件按照附錄 E 的規定進行。
6.5.2 5.2 對測量儀器的要求
檢測用測量儀器應根據有關規定進行檢定或校準，檢測結果應有溯源性。
6.5.3 5.3 對檢測單位的要求
驗收檢測和狀態檢測應委託有資質的服務機構進行，穩定性檢測應由醫療機構實施檢測或委託有能力的機構進行。
6.5.4 5.4 驗收檢測要求
5.4.1 醫用電子直線加速器驗收檢測前，應有完整的技術資料，包括訂貨合同或雙方協議、供貨方提供的設備手冊或設備清單、設備性能指標、使用說明書或操作維修規範。
5.4.2 驗收檢測應按照本標準，或按照購買合同所約定的技術要求進行檢測。
5.4.3 驗收檢測原則上應由供貨商、醫療機構協助有資質的放射衛生技術服務機構完成。
6.5.5 5.5 狀態檢測要求
5.5.2 醫用電子直線加速器安裝完畢或重大維修後，應進行驗收檢測。設備狀態檢測中發現某項指標不符合要求，但無法判斷原因時，應採取進一步的驗收檢測方法進行檢測。
6.5.6 5.6 穩定性檢測要求
使用中的醫用電子直線加速器，應按本標準要求定期進行穩定性檢測。
6.6 6 設備質量控制檢測方法
6.6.1 6.1 劑量特性
6.6.1.1 6.1.1 劑量偏差
設置機架角度爲 0°，限束系統爲 0°，在正常治療距離條件照射野大小爲 10 cm×10 cm，典型放射治療條件的吸收劑量率，分別對 X 射線和電子線，在臨牀常用標稱能量檔等條件下（見附錄 E），預置大約 2 Gy 的吸收劑量進行照射和測量，劑量偏差按式（1）計算：
式中：
B ——劑量偏差；
D0——預置照射的吸收劑量，單位爲戈瑞（Gy）。
6.6.1.2 6.1.2 重複性
設置機架角度爲 0°，限束系統爲 0°，在正常治療距離條件照射野大小爲 10 cm×10 cm，典型放射治療條件的吸收劑量率，分別對 X 射線和電子線，在臨牀常用標稱能量檔等條件下（見附錄 E），預置大約 2 Gy 的吸收劑量，一般進行連續 5 次照射，根據每次測量的 Ri，計算平均值R和變異係數。重複性 S 由式（2）所給出的變異係數確定：
式中：
R ——由式（3）確定的比值 Ri的平均值；
Ri ——第 i 次測量所得的劑量檢測計數與吸收劑測量值的比值；
n ——測量次數。
式中：
R ——由 n 次測量的 Ri 的算術平均值；
n ——測量次數；
Ri ——第 i 次測量所得的劑量檢測計數與吸收劑測量值的比值。
6.6.1.3 6.1.3 線性
6.1.3.1 設置機架角度爲 0°，限束系統爲 0°，在正常治療距離條件照射野大小爲 10 cm×10 cm，吸收劑量率爲最大吸收劑量率的 20%至最大吸收劑量率間選擇 4 檔，分別對 X 射線和電子線，在臨牀常用標稱能量檔等條件下（見附錄 E），在標稱吸收劑量範圍內，以近似相等的間隔選取 i 個不同吸收劑量預置值；在常用劑量率檔，如果吸收劑量率是連續可調的，則從 20%到最大吸收劑量率的範圍內取 j個不同的吸收劑量率值，在不同吸收劑量率下進行 5 次照射並測量，一般情況下，第 i 個吸收劑量預置值和 j 個吸收劑量率條件下測量的吸收劑量平均值按式（4）計算：
式中：
Dij ——第i個吸收劑量預置值和j個吸收劑量率條件下吸收劑量的測量平均值，單位爲戈瑞（Gy）；
Dijn ——第 i 個吸收劑量預置值和第 j 個吸收劑量率下第 n 次吸收劑量測量結果，單位爲戈瑞（Gy）。
對第 i 個吸收劑量預置值，4 個吸收劑量率條件下的吸收劑量測量平均值按式（5）計算：
式中：
Di ——在第 i 個吸收劑量預置下的吸收劑量測量平均值，單位爲戈瑞（Gy）；
Dij ——第 i 個吸收劑量預置值和第 j 個吸收劑量率下吸收劑量測量結果，單位爲戈瑞（Gy）。
基於 5 個 Di數據，用最小二乘擬合法求出如式（6）的線性關係式：
式中：
Dc——用最小二乘法求出的吸收劑量計算值，單位爲戈瑞（Gy）；
S ——線性因子；
b——直線與縱座標軸的截距，單位爲戈瑞（Gy）。
比較測量平均值Di與用最小二乘擬合法計算值Dc的偏差，用百分數表示。最大線性偏差用式（7）計算：
式中：
Di ——在第 i 個吸收劑量預置下的吸收劑量測量平均值，單位爲戈瑞（Gy）；
Dc ——用最小二乘法求出的吸收劑量計算值，單位爲戈瑞（Gy）；
Ui——在第 i 個吸收劑量預置下的吸收劑量檢測值，單位爲戈瑞（Gy）。
6.1.3.2 對於某一劑量率檔，設置機架角度爲 0°，限束系統爲 0°，在正常治療距離條件照射野大小爲10 cm×10 cm，分別對 X 射線和電子線，在臨牀常用標稱能量檔等條件下（見附錄 E），在標稱吸收劑量範圍內，以近似相等的間隔選取 i 個不同吸收劑量預置值，進行 5 次輻照並測量。一般情況下，第 i個吸收劑量預置值測量的吸收劑量平均值按式（8）計算：
式中：
Di ——在第 i 個吸收劑量預置下的吸收劑量測量平均值，單位爲戈瑞（Gy）；
Din ——第 i 個吸收劑量預置值下的第 n 個吸收劑量測量結果，單位爲戈瑞（Gy）。
基於 5 個 Di數據，用最小二乘擬合法求出如式（9）的線性關係式：
式中：
Dc——用最小二乘法求出的吸收劑量計算值，單位爲戈瑞（Gy）；
S ——線性因子；
B ——直線與縱座標軸的截距，單位爲戈瑞（Gy）；
比較測量平均值Di與用最小二乘擬合法計算值Dc的偏差，用百分數表示。其最大線性偏差按式（10）計算：
式中：
Di ——在第 i 個吸收劑量預置下的吸收劑量測量平均值，單位爲戈瑞（Gy）；
Dc ——用最小二乘法求出的吸收劑量計算值，單位爲戈瑞（Gy）；
Ui——在第 i 個吸收劑量預置下的吸收劑量監測值，單位爲戈瑞（Gy）。
6.1.3.3 對於某一（固定）劑量檔，設置機架角度爲 0°，限束系統爲 0°，在正常治療距離條件照射野大小爲 10 cm×10 cm，分別對 X 射線和電子線，在臨牀常用標稱能量檔等條件下（見附錄 E），在常用劑量率檔，如果吸收劑量率是連續可調的，則從 20%到最大吸收劑量率的範圍內取 j 個不同的吸收劑量率值，在不同吸收劑量率下進行 5 次輻照並測量，一般情況下，第 j 個吸收劑量率條件下測量的吸收劑量率平均值按式（11）計算：
式中：
——在第 j 個吸收劑量率預置下的吸收劑量率測量平均值，單位爲戈瑞每分鐘（Gy/min）；
——第 j 個吸收劑量率預置值下的第 n 個吸收劑量率測量結果，單位爲戈瑞每分鐘（Gy/min）。
基於 5 個Dj數據，用最小二乘擬合法求出如式（12）的線性關係式：
式中：
Dc ——用最小二乘法求出的吸收劑量率計算值，單位爲戈瑞每分鐘（Gy/min）；
S ——線性因子；
B ——直線與縱座標軸的截距，單位爲戈瑞每分鐘（Gy/min）；
比較測量平均值Dj與用最小二乘擬合法計算值Dc的偏差，用百分數表示。其最大線性偏差用式（13）表示：
式中：
Dj ——在第 j 個吸收劑量率預置下的吸收劑量率測量平均值，單位爲戈瑞每分鐘（Gy/min）；
Dc ——用最小二乘法求出的吸收劑量率計算值，單位爲戈瑞每分鐘（Gy/min）；
U j ——在第 j 個吸收劑量預置下的吸收劑量率監測值，單位爲戈瑞每分鐘（Gy/min）。
6.6.1.4 6.1.4 隨設備角度位置的變化
設置機架角度分別爲 0°、180°和 270°，限束系統爲 0°，在正常治療距離條件照射野大小爲 10cm×10 cm，典型放射治療條件的吸收劑量率，分別對 X 射線和電子線，在臨牀常用標稱能量檔等條件下（見附錄 E），以 2 Gy 的吸收劑量照射，進行 3 次測量，確定其中最大值 Dmax和最小值 Dmin，並求其平均值D，按照式（14）計算變異係數：
式中：
DA ——隨設備角度位置的變化，即由式（14）確定的變異係數；
6.6.1.5 6.1.5 隨機架旋轉的變化
設置機架角度分別爲 0°～90°和 90°～180°，限束系統爲 0°，在正常治療距離條件照射野大小爲10 cm×10 cm，典型放射治療條件的吸收劑量率，分別對 X 射線和電子線，在臨牀常用標稱能量檔等條件下（見附錄 E），在機架旋轉的整個範圍內，選擇 4 個不同的 45°扇區，對每個扇區進行 3 次測量，確定其中最大值 Dmax和最小值 Dmin，並求其平均值D，按式（14）計算。
6.1.6 日穩定性
設置機架角度爲 0°，限束系統爲 0°，在正常治療距離條件照射野大小爲 10 cm×10 cm，典型放射治療條件的吸收劑量率，使用 X 射線，在臨牀常用標稱能量檔等條件下（見附錄 E），按以下檢測程序進行檢測：
a) 每次以不低於 2 Gy 的吸收劑量照射後，按常規間停時間進行間停後再進行下次照射，按此方法至少照射 10 次以上；
b) 當設備進入準備狀態後，以大約 2 Gy 的吸收劑量照射 3 次，測得 3 個 D 值，計算出平均值D1 。
在即將結束時再次以大約 2 Gy 的吸收劑量照射 3 次，測量並計算得到其平均值D2 。兩次檢測的時間間隔，應不小於 4 h。按照式（15）計算：
式中：
R ——日穩定性，%；
D1——設備進入準備狀態後吸收劑量測量平均值，單位爲戈瑞（Gy）；
D2——設備即將結束時吸收劑量測量平均值，單位爲戈瑞（Gy）。
6.6.2 6.2 深度吸收劑量特性
6.6.2.1 6.2.1 X 射線
設置機架角度爲 0°或 90°，限束系統爲 0°，在正常治療距離條件照射野大小爲 10 cm×10 cm，典型放射治療條件的吸收劑量率，在臨牀常用標稱能量檔等條件下（見附錄 E），對於等中心設備，等中心點位於標準檢測深度處。對於非等中心設備，體模表面置於正常治療距離處。用輻射探測器測量沿輻射束軸方向上的隨深度變化的相對劑量值，並轉換成吸收劑量對深度的函數。
6.6.2.2 6.2.2 電子線
設置機架角度爲 0°或 90°，限束系統爲 0°，在正常治療距離條件照射野大小爲 10 cm×10 cm，典型放射治療條件的吸收劑量率，在臨牀常用標稱能量檔等條件下（見附錄 E），將體模表面置於正常治療距離處，用輻射探測器沿輻射束軸方向逐點測量劑量值，並轉換成吸收劑量對深度的函數。
6.6.3 6.3 照射野的均整度和對稱性
6.6.3.1 6.3.1 X 射線
設置機架角度爲 0°，限束系統爲 0°，在正常治療距離條件照射野大小分別爲 10 cm×10 cm 和臨牀常用照射野，典型放射治療條件的吸收劑量率，分別在最大和最小標稱能量檔等條件下（見附錄 E），將輻射探測器置於體模內的標準檢測深度爲 10 cm 上（能量小於 6 MV 時可在 5 cm 上），並位於正常治療距離處，沿照射野的兩條主軸線方向連續或逐點測量。根據相對劑量的分佈曲線分別按照式（16）和式（17）計算出每組檢測條件下的均整度和對稱性：
式中：
式中：
D(x) ——距中心距離爲 x mm 處的吸收劑量，單位爲戈瑞（Gy）；
D(-x) ——距中心距離爲-x mm 處的吸收劑量，單位爲戈瑞（Gy）。
6.6.3.2 6.3.2 電子線
設置機架角度爲 0°或 90°，限束系統爲 0°，在正常治療距離條件照射野大小分別爲 10 cm×10 cm和臨牀常用照射野，典型放射治療條件的吸收劑量率，分別在最大和最小標稱能量檔等條件下（見附錄E），使用輻射探測器和體模，在標準檢測深度爲 10 cm×10 cm 照射野時所規定的穿透性值的一半處和基準檢測深度處沿照射野的兩條主軸和對角線方向上連續或逐點檢測。根據相對劑量的分佈曲線，參照附錄 F 中圖 F.3 的方法計算給出的 A 或 B 或 C 的值（均整度），按照式（17）計算出每組檢測條件下的對稱性。
6.6.3.3 6.3.3 照射野的半影
設置機架角度爲 0°，限束系統爲 0°，在正常治療距離條件照射野大小分別爲 10 cm×10 cm 和最大照射野，典型放射治療條件的吸收劑量率，分別對 X 射線和電子線，分別在最大和最小標稱能量檔等條件下（見附錄 E），基於 6.3.1 和 6.3.2 測得的吸收劑量分佈曲線，在標準檢測深度上測出輻射束軸處吸收劑量 80%和 20%點之間的距離，該距離即爲半影區的寬度。
6.6.4 6.4 照射野的指示
6.6.4.1 6.4.1 照射野的數字指示和光野指示
設置機架角度爲 0°，限束系統爲 0°，使用 X 射線典型放射治療條件的吸收劑量率條件下（見附錄 E），對應於機架角位 0°，使用體模在正常治療距離處進行吸收劑量檢測。使用數字野指示確定 10cm×10 cm 的 X 射線照射野，在正常治療距離處，沿兩個主軸對輻射束掃描吸收劑量測量。由此可測出吸收劑量等於輻射束軸上吸收劑量的 50%的點的位置。
6.4.1.2 膠片測量
在 6.4.1.1 的各項檢測之後，保持照射野和標稱能量不變，在標準檢測條件下，照射一張慢感光膠片，可測出 6.4.1.1 定出的 50%吸收劑量點的光密度。
6.4.1.3 X 射線照射野邊長的測量
根據附錄 E 給出的每組檢測條件，按下面的步驟，測定照射野的邊長：
a) 使用數字指示裝置確定 X 射線照射野；
b) 將慢感光膠片放在正常治療距離處，標記處落在膠片上的光野邊的位置，在膠片後放置至少相當於 5 cm 厚的體模的材料；
c) 慢感光膠片上覆蓋相當於厚 10 cm 的體模的材料，以對應標準檢測深度；
d) 照射後，根據 6.4.1.3 的 a)和 b)得到的定標數據，由光密度計確定 50%吸收劑量點的位置；
e) 將測出的 X 射線照射野邊長與數字指示和光野指示出的邊長相比較。
6.6.4.2 6.4.2 輻射束軸在患者入射表面上的位置指示
設置機架角度爲 0°，限束系統爲 0°，使用 X 射線典型放射治療條件的吸收劑量率條件下（見附錄 E），將照射野的指示值固定在 20 cm×20 cm，分別從大於和小於 20 cm×20 cm 的位置交替六次設置到 20 cm×20 cm，並按 6.4.1.3 的方法檢測照射野尺寸之間的偏差以及照射野與光野之間的偏差。
6.6.5 6.5 等中心
6.6.5.1 6.5.1 輻射束軸相對於等中心點的偏移
設置機架角度分別爲 0°、45°、135°和 270°（狀態檢測只測 0°），限束系統分別爲 0°、90°、180°和 270°（狀態檢測只測 0°），在正常治療距離條件照射野大小爲 10 cm×10 cm，使用常用標稱能量檔 X 射線在典型放射治療條件的吸收劑量率條件下（見附錄 E），按以下方法進行檢測（見附錄 D中的圖 D.2）：
a) 等中心位置由一系列近似點決定；
b) 如果設備沒有與限束系統一起旋轉的前指針，則須在限束系統上固定一個適當的指針完成這一檢測；
c) 當機架角位爲 0°，並且前指針尖端位於正常治療距離時，水平地放置一張座標紙與前指針尖端相接觸；
d) 當限束系統全範圍旋轉時，調節前指針使其在限束系統的旋轉中，具有最小位移；
e) 檢查機架位於 0°、90°、180°、270°時的情況，以保證前指針尖端在限束系統的旋轉中保持較小位移；
f) 當機架角位爲 0°、45°、135°、270°時，固定參考指針使其位於前指針尖端的平均位置處，移走前指針；
g) 將慢感光膠片，放在與輻射束軸相垂直的位置；
h) 在參考指針與膠片之間放置一定厚度的體模材料以便產生足夠的建成，使參考指針投影在膠片上；
i) 以 10 cm×10 cm 的照射野，在機架位於 90°或者 270°時對一張膠片進行照射，機架位於 0°時對另一張膠片照射，順時針或逆時針旋轉到位。同樣地，機架位於 180°時也照射一張膠片，順時針或逆時針旋轉到位（一共照射三張膠片）；
j) 用黑度計對膠片進行分析後，參考指針再調到確定輻射束軸的所有中心線交點的平均位置處，該點即等中心點的近似位置；
6.6.5.2 6.5.2 等中心的指示（激光燈）
在附錄 E 相應的檢測預置條件下，找出裝配在牆壁上和屋頂上光野指示器光束的交點，測量該點相對於 6.5.1 中所述參考指針所確定的等中心之間的偏移。
對於安裝在機架上的等中心指示器，在各組檢測條件，測量指示點相對於參考指示針所確定的等中心點之間的偏移。
6.6.6 6.6 旋轉運動標尺的零刻度位置
6.6.6.1 6.6.1 機架旋轉（軸 1）
在附錄 E 相應的檢測預置條件下，將機架旋轉，軸 1 刻度置於零位（參見附錄 G 中圖 G.1）。從等中心處向地面懸掛一鉛錘，並在地面上放置慢感光膠片。在膠片上標註出鉛錘的中心，使用小 X 射線照射野對膠片進行照射。根據標註的鉛錘中心和照射野中心之間的距離，計算機架角度的誤差。
6.6.6.2 6.6.2 限束系統旋轉（軸 4）
在附錄 E 相應的檢測預置條件下，將限束系統角位置零。將一張半透明的紙置於包含機架軸線的垂直平面內，比較機架位於 90°和 270°角度時照射野邊緣的角度。
6.6.6.3 6.6.3 治療牀縱向轉動（軸 7）、橫向轉動（軸 8）
在附錄 E 相應的檢測預置條件下，用角度尺或水平尺測量治療牀左右方向和前後方向分別與水平面形成的角度。
6.6.7 6.7 治療牀的運動精度
6.6.7.1 6.7.1 治療牀的垂直運動
將慢感光膠片置於治療牀面，用建成材料覆蓋其上。將 70 kg 負載（成人）均勻分佈在牀面上，重心作用在等中心點上。照射野調至 10 cm×10 cm，治療牀面調至近似於等中心高度時，對慢感光膠片進行照射。然後將牀面降低 20 cm 並再次照射，測出兩個照射野中心的位移。
6.6.7.2 6.7.2 治療牀的橫向運動
將慢感光膠片置於治療牀面，用建成材料覆蓋其上。將 70 kg 負載（成人）均勻分佈在牀面上，重心作用在等中心點上。照射野調至 10 cm×10 cm，治療牀面調至近似於等中心高度時，對慢感光膠片進行照射。然後將牀面橫向移動 20 cm 並再次照射，測出兩個照射野中心的位移。
6.6.7.3 6.7.3 治療牀的前後運動
將慢感光膠片置於治療牀面，用建成材料覆蓋其上。將 70 kg 負載（成人）均勻分佈在牀面上，重心作用在等中心點上。照射野調至 10 cm×10 cm，治療牀面調至近似於等中心高度時，對慢感光膠片進行照射。然後將牀面前後移動 20 cm 並再次照射，測出兩個照射野中心的位移。
6.6.8 6.8 治療牀的剛度
6.6.8.1 6.8.1 治療牀的縱向剛度
將機架角位調至 0°，牀面處於等中心高度，將牀面的一端置於光野中心。治療牀在 70 kg 負載（成人）承載情況（負載重心均作用於等中心點），分別測出牀面縮回和伸出情況下牀面上光野中心處的高度。
6.6.8.2 6.8.2 治療牀的橫向剛度
當 70 kg 負載（成人）均布在治療牀 2 m 長度範圍內，並且重心作用在等中心點時，在治療牀垂直升降的全部高度範圍內：測量治療牀牀面相對於水平面的側向傾斜角度，和治療牀牀面作最大橫向位移時，治療牀牀面在等中心附近的高度的變化。
6.6.9 6.9 治療牀的等中心旋轉
將 70 kg 負載（成人）置於治療牀面，在牀面支撐起一個平面並使其處於等中心高度，同時使治療牀在其整個旋轉範圍內旋轉並記錄等中心點，在該平面的位置測出跟蹤等中心點位置的曲線的最大偏差。
7 附錄A（規範性附錄）雜散輻射(包括感生放射性)技術指標的檢測方法
7.1 A.1 電子線時雜散輻射的檢測方法
A.1.1 應在體模中測量，體模各邊比照射野至少大 5 cm；體模的深度至少比測量深度大 5 cm，入射表面垂直於參考軸，放置在正常治療距離。
A.1.2 在最大照射野下，對錶 1 中給出的電子能量分別測量雜散 X 射線佔總吸收劑量的劑量比。
7.2 A.2 X 射線照射時相對錶面劑量檢測方法
A.2.1 應在體模中測量，體模各邊比照射野至少大 5 cm；體模的深度至少比測量深度大 5 cm，入射表面垂直於參考軸，探測器放置在正常治療距離。
A.2.2 應從輻射束中移開所有不用工具就可取下的輻射束形成裝置，所有均整過濾器應留在其規定位置上，在最大照射野下，對錶 2 中給出的電子能量分別測量相對錶面劑量。
7.3 A.3 透過限束裝置的泄漏輻射檢測方法
7.3.1 A.3.1 X 射線穿過限束裝置
A.3.1.1 測量條件如下：
a) 用至少 2 個十分之一值層的 X 射線吸收材料將射線出線口完全屏蔽。對非重疊式限束裝置，應在最小照射野尺寸下測量；
b) 最大泄漏輻射處用輻射探測器測量，輻射探測器的橫截面應≤1 cm2；
a) 如圖 A.1 所示，將矩形照射野對稱地設定成最大（X 方向）乘最小（Y 方向）；
b) 用輻射探測器測量 24 個點，確定其平均值，求出相對於最大吸收劑量的百分比值；
c) 再對稱地設定最小（X 方向）乘最大（Y 方向）照射野，重複 A.3.1.2 b）的檢測；
A.3.1.3 如果有一個多元限束裝置，則打開可調節或可互換的限束裝置，以產生一個面積約爲 300 cm2（約 18 cm×18 cm）的正方形照射野。把多元限束裝置關閉到與該照射野協調一致的最小值，用輻射探測器測量多元限束裝置屏蔽的區域。
7.3.2 A.3.2 電子線穿過限束裝置
A.3.2.1 測量條件如下：
a) 用 10 mm 與組織等效的材料作爲建成模擬構成，對所有尺寸的電子束限束器/限束系統，在對應的最大和最小能量下，基於型式試驗中規定的電子能量所測數據的最不利組合下，在正常治療距離處做射線攝影；
b) 在幾何照射周邊外 2 cm 處的線和 M 區域邊界之間區域中定出最大吸收劑量點的位置；
c) 用一橫截面不大於 1 cm2的輻射探測器進行測量，探頭對於從輻射探測器下面的物質散射的輻射要有足夠的防護。
a) 在 M 中，沿八條分割線（見圖 A.2）以 2 cm 的間隔，從幾何照射野周邊外 5 cm 的點到 M 邊界內，用輻射探測器測量；
b) 對每個電子束限束器/限束系統，確定輻射探測器讀數的平均值對應參考軸上正常治療距離處最大吸收劑量的百分比值。
A.3.3.1 測量條件如下：
b) 在所有的 X 射線能量和在最高的電子線能量下，確定最大泄漏輻射的點，在這些點上用輻射探測器測量。
a) 在圖 A.3 中給出的 24 處位置上，用輻射探測器測量；
b) 用 24 個測量值的平均值確定泄漏輻射平均吸收劑量的百分比值。
圖 A.1 X 射線平均泄漏輻射的 24 個測量點分佈示意圖
10 附錄D（規範性附錄）質量控制檢測中體模位置及測量等中心的最佳佈局
醫用電子直線加速器質量控制檢測中體模位置及相關條件如圖D.1所示。
S——標準測試深度； c——體模間隙； Dm——輻射束軸上最大劑量深度；
醫用電子直線加速器質量控制檢測中測量等中心的最佳佈局圖見圖D.2。
12 附錄F（資料性附錄）輻射野均整度及對稱性示意圖
輻射野內的均整面積如圖 F.1 陰影區域所示。
圖 F.1 輻射野內的均整面積（陰影區域）
圖 F.2 沿主軸或對角線的吸收劑量曲線圖例
注：C規定在對角線上。不是方形輻射野是不能視爲角平分線。
13 附錄G（資料性附錄）旋轉式機架示意圖
旋轉式機架示意圖如圖 G.1 所示。
①——機架旋轉，軸1； ②——輻射頭橫向轉動，軸2； ③——輻射頭縱向轉動，軸3；
④——光闌系統旋轉，軸4； ⑤——治療牀的等中心旋轉，軸5； ⑥——治療牀牀面的旋轉，軸6；
⑦——治療牀縱向轉動，軸7； ⑧——治療牀橫向轉動，軸8； ⑨——治療牀牀面高度，方向9；
⑩——治療牀橫向移動，方向10； ○11 ——治療牀縱向移動，方向11； ○12 ——軸①至輻射源距離，方向12。
圖 G.1 旋轉式機架示意圖
14 參考文獻
[1] International Electrotechnical Commission (IEC). Medical electrical equipment - Glossary of defined terms. IEC/TR 60788, 2004.
16 解讀
醫用電子直線加速器是一種放射治療先進設備，具有射線能量高、輸出劑量率大、半影區小、療效顯著等優點，臨牀應用日益廣泛。但是若設備對患者給出了非所需要的劑量，則使用電子加速器做放射治療時，可能傷害患者。爲了患者的健康與安全，有必要制定相應的標準。
本標準規定了醫用電子直線加速器的設備防護性能要求、設備質量控制要求及設備質量控制檢測方法。本標準代替GBZ 126—2011《電子加速器放射治療放射防護要求》中“5 加速器的放射防護性能要求”、“7 加速器治療設備及操作的質量控制要求”及“8.2 加速器設備的質量控制檢測”等部分。本標準主要參考了GB 15213—2016《醫用電子加速器 性能和試驗方法》、GB/T 19046—2013《醫用電子加速器 驗收試驗和週期檢驗規程》。GB/T 19046—2013《醫用電子加速器驗收試驗和週期檢驗規程》是加速器設備質量控制驗收和穩定性檢測要求和檢測方法的國家標準，它與國際標準IEC/TR 60977—2008接軌較好，因此本標準中規定驗收和穩定性檢測應採用GB/T 19046—2013，僅狀態檢測是根據我國的情況，提出的一種監督性檢測，GB/T 19046—2013未涉及；選擇了驗收檢測項目中較爲關鍵的項目作爲本標準的狀態檢測項目。狀態檢測的方法和要求也推薦使用驗收和穩定性檢測的方法。因此，本標準不會與GB/T 19046—2013產生矛盾。在標準編制過程中，還參考了美國醫學物理學家協會（AAPM）的相關技術報告，並廣泛徵求了臨牀、放射防護等相關專業專家的意見。