本发明涉及一种医用的微波热疗加温测温装置。 加温和测温是微波热疗中最基本和最难解决的两大问题。临床治疗效果的好坏，不但取决于发射微波辐射器的性能，亦与微波剂量的控制密切相关。人体组织对微波的吸收是由温度的变化来体现的，因而加温被称为治疗手段，而测温则被视为质量保证。也就是说，临床治疗的实际效果主要取决于辐射器性能和测温准确度两个方面。目前，加温测温在临床上的应用是将辐射器（微波天线）置于病灶部位对病灶进行加温，同时将测温传感器贴附在辐射器上进行温度监控，即加温和测温是相互独立的，临床操作上很不方便。另外，由于存在电磁场对温度信号的干扰，同时信号引线也影响电磁场的分布，因而加温测温问题的解决是非常困难的。
目前，由传感器元件所构成的测温装置中，临床中广泛使用的有三种：热电偶测温装置;光纤维测温装置;非金属高阻导线热敏电阻测温装置。
其中热电偶测温装置只有在与电场垂直的特定条件下，才能减少微波干扰，而光纤测温装置与非金属高阻导线热敏电阻测温装置具有抗干扰的性能。但是上述三种测温装置都存在信号引线问题，临床中被视为较细的测温线，直径也在1mm左右，由于治疗中测温线被附在辐射器上使用，对于人体细小腔道（如支气管）或组织间，同时放置辐射器和测温线是非常困难或无法实现的。
本发明的目地是设计一种可避免微波对温度信号干扰，加温、测温一体化，并免除单独信号引线，操作方便的医用加温测温装置，以克服现有技术的缺点。
本发明的内容是：它由微波源1、分路器2、同轴传输线3、感温天线4和温度控制显示单元5组成。上述的微波源1产生的微波经分路器2、同轴传输线3传输至感温无线4，感温天线4产生的温度信号经同轴传输线3、分路器4输入温度控制显示单元5以控制微波源1的输出。上述的感温天线4由内导体41、外导体42和热敏电阻43组成，其中内、外导体41、42间跨接一段由高阻导线44连接的热敏电阻43，整段阻值高于或等于人体电阻而不影响电磁场分布，其中高阻导线44和热敏电阻43构成温度传感器。上述的分路器2位于T型同轴线的一端，它包括由λ/4长的内导体21、吸收材料22、绝缘材料23，端子置于距T型同轴线中心点0～λ/2范围内，T型同轴线另一端内导体21上由一段等效λ/4开短路段形成隔直通交区域，T型同轴线第三端为微波入出口。
本发明中的感温天线4的构成是由内外导体41、42间跨接一段由高阻导线44连接的热敏电阻43，整段阻值高于或等于人体电阻而不影响电磁场分布，这样在同轴线内外导体41、42之间就产生随温度变化的电阻信号，典型的阻值变化范围是20～2000KΩ。
分路器2的工作原理可结合图2说明。根据同轴线λ/4的开短路特性，对微波而言，a点右半部呈开路特性，微波不能通过，微波只能沿a点左侧向感温天线4方向传输，由于绝缘材料23将内外导体41、42隔开，内外导体41、42、的体始终为高阻线热敏电阻43段的阻值，内外导体41、42、本身电阻可忽视不计，换言之，对直流温度信号而言，a点下面不能通过，只能通过点a点左侧，这样实现了微波和直流温度信号的分离。吸收材料22的作用是衰减吸收绝缘材料间存在的微波，抑制微波向外泄漏。
综上所述，由于分路器2对微波和直流温度信号的分离作用，使微波和直流温度信号共用同一传输线进行传输。任何由同轴馈电的辐射器，总可以在内外导体41、42间跨接一段高阻导线44、热敏电阻43制成感温天线4，感温天线4既产生微波辐射，同时又感应出温度信号，这样就实现了加温测温合二为一。另外，由于高阻导线44，热敏电阻43段的阻值高于或等于人体电阻，制成的感温天线4与原天线的热分布相同。同时，温度信号的变化主要取决于环境温度，微波对温度传感器的影响可忽略不计（因为热敏电阻43的变化率很大，微波干扰信号与温度变化信号之比小于2%，这样就避免了微波对温度信号的干扰，实现了无扰测温。
图1为本发明的方框结构图。
图2为本发明中位于同轴线一端的分路器2结构示意图。
图3为本发明中采用振子型感温天线4的结构示意图。
图4为本发明中采用同轴线槽式感应天线4的结构示意图。
图5为本发明中采用同轴线螺旋式感应天线4的结构示意图。
本发明可采用三种类型的感温天线4：振子型天线，同轴开槽型天线;同轴螺旋型天线。感温天线4的温度传感器中热敏电阻43为负温度系数，高阻导线44采用导电碳纤维或导电橡胶。高阻导线44与内外导体41、42间用导电胶粘接一起。
图6为本发明实施例图。
其工作原理可结合该图详细说明。
温度控制显示单元5中的场效应晶体管T1和R6组成5μA的恒流源，通过分路器2加到测温热敏电阻43上，当热敏电阻43随温度发生变化时（温度增加电阻减少），其上的电流不变而电压发生变化。这样就把温度信号转换成电压信号，然后送入运算放大器IC1中进行同相放大并缓冲，由C2、R4、C1进行阻容滤波后分成二路信号，其中一路经R2送入由R1和运算放大器IC2等组成的反相放大器中，使得温度升高导致电压增大，最后经电位器W1调整范围后输入到数字表头M进行温度显示;另外一路经R3、电位器W2送入微波源1中的功率调节电路以实现自动温度控制，这里的C3起抗干扰作用。R5并联到热敏电阻43两端能够补偿热敏电阻43的非线性。
微波源1由磁控管CK、灯丝预热变压器B1、高压变压器B2、高压整流桥式电路D1和功率调节电路组成。磁控管CK的灯丝经B1供电预热后，在其阳极和灯丝之间加入0～550v直流电压，磁控管CK产生微波振荡输出微波，经同轴传输线3接头N进入分路器2并输送给感温天线4使其发出微波而加热人体组织。输出微波功率的大小由加到磁控管CK上的阳极和灯丝之间的电压大小决定，电压越高功率越大。因此，调节B2输出的电压大小便能调节微波功率大小，本实施例采用双向可控硅SCR调节加到B2的初级电压大小以实现功率的调节。
上述的功率调节电路由SCR、隔离变压器B3、单结晶体管T4和晶体三极管T3、T2等组成。T4与T3、T2、R11等组成张驰振荡器，由R11上输出触及脉冲，经B3加到SCR的触发极上，从而控制SCR的导通程度达到调节电压的目的。加到T2基极上的电压越高它越导通，T3也越导通，则张驰振荡器输出的脉冲越超前，最后触发SCR越导通。这里的电位器W3调节功率输出大小，而W2调节温控范围大小。
R3是偏置电阻，R10是温度稳定补偿电阻。变压器B4、桥式整流器D2和稳压管DW等组成功率调节电路的同步工作电源。
T1、T2、T3、T4的型号分别为3DJ6、3CG5、BT33。
IC1、IC2均采用LF356。
磁控管CKES采用CK143A。
双向可控硅SCR型号是6A400V。
同轴传输线3接头N采用L16K。
W1～W3分别为50KΩ、50KΩ、100KΩ。
R1～R10阻值分别为100KΩ、100K、50KΩ、50KΩ、300KΩ、100KΩ、100KΩ、470KΩ、100KΩ、4.7KΩ、330KΩ、100KΩ。
C1～C4的电容值分别为0.1f、0.1f、0.1f、0.47f。
F为5A保险丝;K1为普通开关。
数字表头M采用UP311A。