CN117064540B - 一种微波消融天线 - Google Patents

Abstract

本发明属于医疗器械技术领域，具体的说是一种微波消融天线，包括针头和针杆；微波传导组件，所述微波传导组件安装于针头与针杆内腔中，所述微波传导组件用于传导、发射微波；所述微波传导组件包括同轴电缆，顶端电容加载结构，反向电磁波抑制结构，所述反向电磁波抑制结构包括浮动套管和巴伦结构，本发明通过顶端电容加载结构加载单极子天线，有效的调整辐射单极子天线的驻波，提高辐射效率、增大消融区域，同时采用反向电磁波抑制结构，将浮动套管与巴伦结构进行组合使用，同时实现截断同轴电缆外层高频电流、抑制反向电磁波传导的目的，进一步增强微波对患者组织的作用。

Description

一种微波消融天线

技术领域

本发明属于医疗器械技术领域，具体的说是一种微波消融天线。

背景技术

随着现代科技与肿瘤学的进步，近十年来，国内微波肿瘤消融技术取得了突破性的发展。微波消融技术逐渐被应用于更多组织肿瘤消融，如肝脏、肾、胰腺、肺等器官。微波肿瘤消融是利用微波能作用组织即可产生热效应，在较短的时间内，其热场中心温度可达100℃以上，肿瘤组织在瞬间高温下被凝固、灭活，达到肿瘤消融治疗的目的。微波肿瘤消融术是将微波消融针介入人体组织的病灶，由其前端持续发射微波能，以实施手术，因其效率高，创口小、并发症少，并且对组织的作用深度及范围大小均可控，适用于全身实体肿瘤的消融手术。

目前，微波消融领域在肝脏消融时消融效果较为稳定，可以产生与肿瘤匹配的球形消融区，肝脏水含量较高趋向于各项同性，但是肺含水量、蛋白质较少，使得肺组织与肝脏组织介电常数差异较大，因此在采用常规的微波消融技术对肺组织进行微波消融处理时，应用环境的变化，对微波的传导造成一定的影响，促使消融区域向椭圆形发展，且随着微波处理时间的增长，消融区域椭圆形变化程度不断增大，不利于对病灶的稳定处理，鉴于此，本发明提出了一种微波消融天线，用于解决上述技术问题。

公开于该背景技术部分的信息仅仅旨在加深对本发明总体背景技术的理解，而不应当被视为承认或以任何形式暗示该信息构成本领域技术人员所公知的现有技术。

发明内容

为了弥补现有技术的不足，解决上述技术问题，本发明提出了一种微波消融天线。

本发明解决其技术问题所采用的技术方案是：本发明所述的一种微波消融天线，包括针头和针杆，所述针杆与针头同轴固定连接，所述针头与针杆均为中空结构体，且针杆与针头内腔导通；

还包括微波传导组件，所述微波传导组件安装于针头与针杆内腔中，所述微波传导组件用于传导、发射微波；

所述微波传导组件包括同轴电缆，所述同轴电缆由同轴电缆介质层、同轴电缆内导体以及同轴电缆外导体组成；所述同轴电缆安装于针头与针杆内腔内，所述同轴电缆外接含微波源的主机，用于传输微波能量；

顶端电容加载结构，所述顶端电容加载结构固定安装在同轴电缆顶端，所述顶端电容加载结构将同轴电缆中输送的微波进行发射；

所述顶端电容加载结构包括导电环，两个所述导电环固定连接在同轴电缆内导体顶端；

反向电磁波抑制结构，所述反向电磁波抑制结构包括浮动套管和巴伦结构，所述浮动套管安装在针头外表面，所述巴伦结构安装在同轴电缆上。

进一步的，所述巴伦结构数量为二，且两个巴伦结构组成反向巴伦对。

进一步的，所述巴伦结构包括金属层，所述金属层呈环形或截筒形状，所述金属层与同轴电缆外导体电连接，所述金属层与同轴电缆外导体之间以绝缘层隔绝。

进一步的，所述顶端电容加载结构中电容加载中间缝隙宽度为顶端电容加载结构总长度的一半。

进一步的，所述浮动套管长度为L1、后向巴伦结构长度L2、前向巴伦结构长度L3，L1、L2、L3大于等于电磁波有效波长的1/4、小于等于电磁波有效波长的3/4。

进一步的，所述浮动套管与同轴电缆外导体顶端间隙为G1、后向巴伦结构与同轴电缆外导体顶端间隙为G2、反向巴伦对之间的间隙为G3，G1、G2、G3大于等于0、小于等于电磁波有效的波长的1/2。

进一步的，所述针头与针杆内腔中共同安装有循环管，所述循环管对针头与针杆的内腔进行分隔，所述针杆端部外接冷媒泵送设备。

进一步的，所述循环管由金属管和塑料毛细管端部套接连接而成，且塑料毛细管朝向针头，所述金属管端部缩口设计，所述塑料毛细管端部扩径设计，所述塑料毛细管延伸至金属管内径中。

进一步的，所述塑料毛细管内腔中固定安装有弹性材质的阻流片，所述阻流片倾斜设置，且倾斜方向朝向冷媒流动方向。

进一步的，所述针头与针杆一体化设置，且针头、针杆及循环管优选为柔性高分子材料制成。

本发明的有益效果如下：

1.本发明所述的一种微波消融天线，通过顶端电容加载结构加载单极子天线，有效的调整辐射单极子天线的驻波，提高辐射效率、增大消融区域，同时一定程度上实现阻抗匹配，不需要包含匹配网络，无需关注匹配网络在大小、实现和损耗方面的许多问题，同时采用反向电磁波抑制结构，将浮动套管与巴伦结构进行组合使用，同时实现截断同轴电缆外层高频电流、抑制反向电磁波传导的目的，进一步增强微波对患者组织的作用，增大消融区域的稳定性，最终在作用部位形成稳定的球形消融区域，增强对肿瘤的消融效果。

2.本发明所述的一种微波消融天线，通过将塑料毛细管插入金属管的内部，利用两者直径的变化，进而有效的增大金属管与塑料毛细管的接触面积，进而增大金属管与塑料毛细管的胶水粘接面积，因此增强金属管和塑料毛细管的粘接固定强度，同时配合卡合连接的方式，有效的增强金属管与塑料毛细管的连接强度，降低循环管分离的几率。

3.本发明所述的一种微波消融天线，通过采用柔性高分子材料制成的针头、针杆及循环管，致使微波消融天线整体具备柔性变形能力，微波消融天线经口腔在向肺部运动时，能够通过人体自然腔道弯曲变形而深入人体内部进行肺部肿瘤消融，避免肺部消融时对患者进行经皮穿刺，减少患者治疗时所受痛苦，加快患者术后恢复速度。

附图说明

下面结合附图对本发明作进一步说明。

图1是同轴电缆的剖视图；

图2是同轴电缆与顶端电容加载结构的连接示意图；

图3是同轴电缆与针头、针杆的组装图；

图4是本发明中加载循环管后的剖视图；

图5是图4中A处局部放大图；

图6是顶端电容加载结构的示意图；

图7是本发明采用柔性材质针头、针杆、循环管的结构示意图；

图8是调整顶端电容加载结构参数后输出的S11参数仿真结果图；

图9是加载顶端电容加载结构前后输出的S11参数仿真结果图；

图10是微波消融天线的SAR测试分布图（从左至右依次为：浮动套管+反向巴伦对结构；浮动套管+单巴伦结构；单巴伦结构；单浮动套管结构）；

图11是微波消融天线在离体肝脏中形成的消融效果图；

图12是红外摄像仪中微波消融天线在离体肺组织中形成的消融效果图；

图中：1、针头；2、浮动套管；3、循环管；31、金属管；32、塑料毛细管；33、阻流片；4、针杆；5、顶端电容加载结构；51、导电环；6、同轴电缆介质层；7、同轴电缆内导体；8、绝缘层；9、金属层；10、同轴电缆外导体。

实施方式

为了使本发明实现的技术手段、创作特征、达成目的与功效易于明白了解，下面结合具体实施方式，进一步阐述本发明。

如图1至图12所示，本发明所述的一种微波消融天线，包括针头1和针杆4，所述针杆4与针头1同轴固定连接，所述针头1与针杆4均为中空结构体，且针杆4与针头1内腔导通；

微波传导组件，所述微波传导组件安装于针头1与针杆4内腔中，所述微波传导组件用于传导、发射微波；

所述微波传导组件包括同轴电缆，所述同轴电缆由同轴电缆介质层6、同轴电缆内导体7以及同轴电缆外导体10组成；所述同轴电缆安装于针头1与针杆4内腔内，所述同轴电缆外接含微波源的主机，用于传输微波能量；

顶端电容加载结构5，所述顶端电容加载结构5固定安装在同轴电缆顶端，所述顶端电容加载结构5将同轴电缆中输送的微波进行发射；

所述顶端电容加载结构5包括导电环51，两个所述导电环51固定连接在同轴电缆内导体7顶端；

反向电磁波抑制结构，所述反向电磁波抑制结构包括浮动套管2和巴伦结构，所述浮动套管2安装在针头1外表面，所述巴伦结构安装在同轴电缆上；

所述巴伦结构数量为二，且两个巴伦结构组成反向巴伦对。

所述巴伦结构包括金属层9，所述金属层9呈环形或截筒形状，所述金属层9与同轴电缆外导体10电连接，所述金属层9与同轴电缆外导体10之间以绝缘层8隔绝。

在对不同脏器之间进行微波消融处理时，为了致使微波消融区域形成稳定的球形区域结构，通过设置微波传导组件，利用微波传导组件，将外部的含有微波源的主机中产生的微波能量稳定的传输至待消融区域，并向待消融区域发射微波，在微波能量的作用下，促使待消融区域组织产生热效应，在短时间内致使待消融区域温度升高，进而对肿瘤组件进行高温凝固、灭活处理，达到肿瘤消融治疗的目的，具体的，在进行微波消融手术时，结合超声检测等技术，将针头1与针杆4向待消融区域延伸，直至针头1部分到达预定的部位，此时工作人员手动启动外界的主机，主机将在预设的程序的控制下，产生微波能量，微波能量经由同轴电缆进行传输，最终输送至顶端电容加载结构5中，本申请中，同轴电缆由同轴电缆内导体7、同轴电缆介质层6和同轴电缆外导体10组成，同轴电缆介质层6和同轴电缆外导体10依次包裹在同轴电缆内导体7外侧，其中微波能量在同轴电缆内导体7中输送，并经由安装在同轴电缆内导体7上的两个导电环51形成的顶端电容加载结构向针头1外进行散发，微波能量作用于患者组织细胞，促使患者组织细胞产生热效应，在热效应的作用下，对组织细胞进行加热、凝固、灭活处理，最终形成消融区域，在此过程中，顶端电容加载结构5的设置，能够有效的调整辐射单极子天线的驻波，在获得更小的驻波的同时，提升辐射效率，增大消融区域，致使消融天线在期望的频率表现优异，即2.45GHz，需要知道的是，本发明中针头1采用陶瓷、高分子材料等非金属材料制成，而在微波能量经由同轴电缆进行传导的过程中，由于同轴电缆属于不平衡传输，因此当同轴电缆内部存在高频电流流动时，在同轴电缆介质层6表面会存在高频电流流动，进而产生反向电磁波，对微波的辐射产生影响，因此通过设置反向电磁波抑制结构对同轴电缆介质层6以及同轴电缆外导体10内的高频电流进行扼制，进而消除反向电磁波的影响，反向电磁波抑制结构包括浮动套管2和巴伦结构，其中巴伦结构安装在同轴电缆外导体10的外侧，且数量为二，形成反向巴伦对结构，直接对同轴电缆外层流动的高频电流进行截断，并对反向传播的电磁波进行抑制，而浮动套管2则安装在针头1外侧，采用溅射、喷涂、电镀、粘接等方式，将金属贴附在针头1的表面，配合巴伦结构共同起到抑制沿同轴电缆反向传播的电磁波的作用，进而降低反向电磁波对发射微波的影响，促使微波消融区域趋向于稳定的球形结构。

本发明通过顶端电容加载结构加载单极子天线，有效的调整辐射单极子天线的驻波，提高辐射效率、增大消融区域，同时一定程度上实现阻抗匹配，不需要包含匹配网络，无需关注匹配网络在大小、实现和损耗方面的许多问题，同时采用反向电磁波抑制结构，将浮动套管2与巴伦结构进行组合使用，同时实现截断同轴电缆外层高频电流、抑制反向电磁波传导的目的，进一步增强微波对患者组织的作用，增大消融区域的稳定性，最终在作用部位形成稳定的球形消融区域，增强对肿瘤的消融效果。

作为本发明优选的一个实施例，所述针头1与针杆4内腔中共同安装有循环管3，所述循环管3对针头1与针杆4的内腔进行分隔，所述针杆4端部外接冷媒泵送设备。

所述循环管3由金属管31和塑料毛细管32端部套接连接而成，且塑料毛细管32朝向针头1，所述金属管31端部缩口设计，所述塑料毛细管32端部扩径设计，所述塑料毛细管32延伸至金属管31内径中。

所述塑料毛细管32内腔中固定安装有弹性材质的阻流片33，所述阻流片33倾斜设置，且倾斜方向朝向冷媒流动方向。

在实际进行微波消融处理时，微波向外发射时，不仅会导致组织进行加热，同时热量还会向针头1、针杆4上汇聚，促使针头1、针杆4温度升高，且由于针杆4采用金属材料制成，还会对热量进行传导，致使针杆4对插入通道周围的组织进行加热、凝固，不利于术后伤口的恢复，现有的技术中，为了对针杆4进行散热，通常采用冷水在针杆4内部单向流动的的方式进行水冷散热，如中国专利申请113576659A的一项专利公开了微波消融针，传统的微波消融针，在对冷却水进行引导时，通常是在同轴电缆外套设一个毛细管，毛细管延伸至消融天线处，使毛细管与同轴电缆间形成间隙作为进水通道，毛细管与外针管间同样形成间隙作为出水通道，冷却循环水从进水通道流入，再从出水通道流出，进而完成对外针管和同轴电缆的循环冷却，但以上结构依然存在以下问题：

因为毛细管一直延伸至消融天线处，为了保证对微波消融针的消融效果，防止毛细管屏蔽天线，因此毛细管通常有两部分组成，位于外针管部分的毛细管为金属管，而位于针头部分的毛细管为非金属毛细管（优选塑料毛细管），金属毛细管和非金属毛细管通过粘接固定，微波消融时需要通过冷却流体来转移大量热量，但是无论毛细管还是外针管都很细，外针管的内表面和同轴电缆的表面与冷却流体接触面积较小，冷却流体在流体通道中通过时与针管内表面和同轴电缆表面的热交换速度不是特别快，因此，需要更大的冷却流体流量来获得更高效的换热能力，而流量的增大有可能破坏金属毛细管和非金属毛细管之间的粘接处，同时在微波消融作业过程中，针头温度的升高，促使热量向毛细管中扩散、传导，也会导致金属毛细管和非金属毛细管粘连的胶水失效几率增大，最终导致非金属毛细管从金属毛细管上脱落，引发不必要的医疗事故。

因此本发明通过设置循环管3，安装在针头1与针杆4内腔中的循环管3，用于对针头1与针杆4内腔进行分隔，且由于其形状呈环形，因此致使循环管3与同轴电缆之间形成进水通道、循环管3与针头1、针杆4之间的间隙形成出水通道，配合针杆4端部外接的冷媒泵送设备，进而实现冷媒在针头1、针杆4中的单向流动，且在冷媒流动过程中，能够先后对同轴电缆、针头1和针杆4进行冷却处理，有效的降低针头1的最高温度，降低针头1周围组织碳化的几率，另一方面，由于循环管3采用金属管31和塑料毛细管32组成，其中塑料毛细管32采用耐高温塑料材料制成，两者相互靠近的一端分别呈缩口、扩径处理（在本实施例中，金属管31内腔缩口与塑料毛细管32的扩径均呈L形），塑料毛细管32插入金属管31的内部，进而有效的增大金属管31与塑料毛细管32的接触面积，进而增大金属管31与塑料毛细管32的胶水粘接面积，因此增强金属管31和塑料毛细管32的粘接固定强度，同时配合卡合连接的方式，有效的增强金属管31与塑料毛细管32的连接强度与限位效果，降低循环管3分离的几率，另一方面，即便金属管31与塑料毛细管32意外分离，在两者端部直径的卡合作用下，塑料毛细管32仍处于金属管31内部，当冷媒泵送组件向进水通道内输送冷媒（优选为冷却水）时，在冷媒的冲击作用下（冷媒流动方向参考附图4中的箭头指示方向），塑料毛细管32受到推力作用，促使塑料毛细管32与金属管31按照预期的连接效果进行排列，同时塑料毛细管32内安装的阻流片33对进水通道内冷媒的流动形成阻碍，进一步增强冷媒对塑料毛细管32的推动效果，且当塑料毛细管32受到金属管31的卡合、限位后，此时弹性材质的阻流片33形变，进而降低对冷媒流动效果的影响，维持对冷媒流动路径的引导，进而增强冷媒对针头1、针杆4的降温、冷却效果。

需要知道的是，本发明中同轴电缆外部以及同轴电缆与顶端电容加载结构5之间设置有防水结构，用于将结构与冷却水进行隔离，且防水结构优选为镀覆的软磁铁氧体薄膜。

作为本发明优选的一个实施例，所述针头1与针杆4一体化设置，且针头1、针杆4及循环管3优选为柔性高分子材料制成；

当采用微波消融天线对患者肺部肿瘤进行消融作业时，采用柔性高分子材料制成的针头1、针杆4及循环管3，致使微波消融天线整体具备柔性变形能力，微波消融天线经口腔在向肺部运动时，能够通过人体自然腔道弯曲变形而深入人体内部进行肺部肿瘤消融，避免肺部消融时对患者进行经皮穿刺，减少患者治疗时所受痛苦，加快患者术后恢复速度。

作为本发明优选的一个实施例，所述顶端电容加载结构5中电容加载中间缝隙宽度为顶端电容加载结构5总长度的一半。

所述浮动套管2长度为L1、后向巴伦结构长度L2、前向巴伦结构长度L3，L1、L2、L3大于等于电磁波有效波长的1/4、小于等于电磁波有效波长的3/4。

所述浮动套管2与同轴电缆外导体10顶端间隙为G1、后向巴伦结构与同轴电缆外导体10顶端间隙为G2、反向巴伦对之间的间隙为G3，G1、G2、G3大于等于0、小于等于电磁波有效的波长的1/2。

在调整顶端电容加载结构的具体安装时，优选的为电容加载中间缝隙宽度为顶端电容加载结构5总长度的一半（参照说明书附图6），即：

gapc=0.5lclid

其中，gapc为电容加载中间缝隙宽度、lclid为顶端电容加载结构总长度；

在本申请的改进优化过程中，对顶端电容加载结构的电容加载中间缝隙宽度进行调整，随后对微波消融天线的S参数进行仿真，通过仿真软件查看损耗的dB值和阻抗特性，并输出测试结果（参照说明书附图8），在仿真实验输出的测试结果中，可以明确的观察到当电容加载中间缝隙宽度gapc为总长度lclid的一半时（即gapc=0.5lclid）获得最大收益，能够在尺寸较小的情况下保证2.45GHz处S参数较小使消融天线天线辐射出去的能量更多。

而在持续优化时，通过对浮动套管2、反向巴伦对结构的安装位置进行调整，以优化微波的稳定球形消融区域，具体的：

0.25λeff≤L1、L2、L3≤0.75λeff,0≤G1、G2、G3≤0.5λeff

其中λeff为组织中电磁波的有效波长；

在本发明的一个实施案例中，L1=7mm、L2=L3=10mm、G1=3mm、G2=4mm、G3=6mm，单极子天线频率为2.45GHz，通过仿真模拟实验对其S参数进行测试，并通过仿真软件查看损耗的dB值和阻抗特性，输出测试结果（参照说明书附图9），在该仿真模拟实验测试结果中显示，当采用顶端电容加载结构5时，在工作频率处（即2.45GHz），其dB值绝对值明显增大，此时发射回来的信号较小，有效的降低了单极子天线的驻波，使得微波源输出的能量，尽可能的传输到单极子天线辐射体处，进而增强对肿瘤区域的微波消融效果。

同时在仿真模拟实验中，还在微波消融天线的电磁辐射测试中，向本发明中声称的微波消融天线与仅采用单巴伦结构的消融天线、仅采用单浮动套管2结构的消融天线施加相同频率的微波，对其电磁辐射（SAR）分布图进行观测、记录后，得到SAR分布图（说明书附图10），在对SAR分布图进行肉眼观测时，可以明显的观察到，采用浮动套管2结合反巴伦对结构的微波消融天线，形成的电磁辐射为稳定的球形结构，而采用单巴伦结构的消融天线、单浮动套管2结构的消融天线，其电磁辐射区域存在明显的变形，呈现不规则的椭圆球状结构，且根据实际测量显示，本发明采用浮动套管2结合反巴伦对结构的微波消融天线沿针杆4轴线方向的抑制效果更好，沿针杆4边缘处的SAR分布明显被抑制更加彻底，且根据图示显示，本发明对应的SAR分布图消融面积相较于两组对照组提升约为18%，存在较为明显的进步。

而在本发明设计的微波消融天线在实际使用时的测试实验中，本实施例中选取了多个重量、体积均较为相似的小香猪离体肝脏以及肺脏，在超声设备的辅助下，将多个微波消融天线插入离体肝脏、肺脏中，向微波效率消融天线中输送频率为2.45GHz、功率为30W的微波，并分别于1min、3min、5min、8min、10min、15min后关闭主机，对立体肝脏进行剖切、测量后，得到离体肝脏中的消融数据（参照说明书附图11），而由于离体肺脏无法像离体肝脏一样通过组织变色确认消融区域，因此采用红外摄像仪，对测试结果进行记录，得到微波消融天线在离体肺脏中的消融效果图（参照说明书附图12），

根据实验结果显示，在长时间的微波消融实验中，不论是在离体肝脏中还是在离体肺脏中，微波消融区域均呈现稳定的球形区域，且跟随时间的推移，加热区域扩大的同时，球形加热模式保持不变。

综上，本发明所提出的消融针同时采用顶端电容加载结构、浮动套管2结构以及反向巴伦对结构，既能够一定程度上增加消融区域。又能够实现在不同组织（肺脏、肝脏）消融过程中，加热区域扩大的同时球形加热模式保持不变。

以上显示和描述了本发明的基本原理、主要特征和优点。本行业的技术人员应该了解，本发明不受上述实施例的限制，上述实施例和说明书中描述的只是说明本发明的原理，在不脱离本发明精神和范围的前提下，本发明还会有各种变化和改进，这些变化和改进都落入要求保护的本发明范围内。本发明要求保护范围由所附的权利要求书及其等效物界定。

Claims (7)

1.一种微波消融天线，包括针头（1）和针杆（4），所述针杆（4）与针头（1）同轴固定连接，所述针头（1）与针杆（4）均为中空结构体，且针杆（4）与针头（1）内腔导通；

其特征在于：还包括微波传导组件，所述微波传导组件安装于针头（1）与针杆（4）内腔中，所述微波传导组件用于传导、发射微波；

所述微波传导组件包括同轴电缆，所述同轴电缆由同轴电缆介质层（6）、同轴电缆内导体（7）以及同轴电缆外导体（10）组成；所述同轴电缆安装于针头（1）与针杆（4）内腔内，所述同轴电缆外接含微波源的主机，用于传输微波能量；

顶端电容加载结构（5），所述顶端电容加载结构（5）固定安装在同轴电缆顶端，所述顶端电容加载结构（5）将同轴电缆中输送的微波进行发射；

所述顶端电容加载结构（5）包括导电环（51），两个所述导电环（51）固定连接在同轴电缆内导体（7）顶端；

反向电磁波抑制结构，所述反向电磁波抑制结构包括浮动套管（2）和巴伦结构，所述浮动套管（2）安装在针头（1）外表面，所述巴伦结构安装在同轴电缆上；

所述针头（1）与针杆（4）内腔中共同安装有循环管（3），所述循环管（3）对针头（1）与针杆（4）的内腔进行分隔，所述针杆（4）端部外接冷媒泵送设备；

所述循环管（3）由金属管（31）和塑料毛细管（32）端部套接连接而成，且塑料毛细管（32）朝向针头（1），所述金属管（31）端部缩口设计，所述塑料毛细管（32）端部扩径设计，所述塑料毛细管（32）延伸至金属管（31）内径中；

所述金属管（31）内腔缩口与塑料毛细管（32）的扩径均呈L形；

所述塑料毛细管（32）内腔中固定安装有弹性材质的阻流片（33），所述阻流片（33）倾斜设置，且倾斜方向朝向冷媒流动方向。

2.根据权利要求1所述的一种微波消融天线，其特征在于：所述巴伦结构数量为二，且两个巴伦结构组成反向巴伦对。

3.根据权利要求2所述的一种微波消融天线，其特征在于：所述巴伦结构包括金属层（9），所述金属层（9）呈环形或截筒形状，所述金属层（9）与同轴电缆外导体（10）电连接，所述金属层（9）与同轴电缆外导体（10）之间以绝缘层（8）隔绝。

4.根据权利要求3所述的一种微波消融天线，其特征在于：所述顶端电容加载结构（5）中电容加载中间缝隙宽度为顶端电容加载结构（5）总长度的一半。

5.根据权利要求4所述的一种微波消融天线，其特征在于：所述浮动套管（2）长度为L1、后向巴伦结构长度L2、前向巴伦结构长度L3，L1、L2、L3大于等于电磁波有效波长的1/4、小于等于电磁波有效波长的3/4。

6.根据权利要求5所述的一种微波消融天线，其特征在于：所述浮动套管（2）与同轴电缆外导体（10）顶端间隙为G1、后向巴伦结构与同轴电缆外导体（10）顶端间隙为G2、反向巴伦对之间的间隙为G3，G1、G2、G3大于等于0、小于等于电磁波有效的波长的1/2。

7.根据权利要求1所述的一种微波消融天线，其特征在于：所述针头（1）与针杆（4）一体化设置，且针头（1）、针杆（4）及循环管（3）为柔性高分子材料制成。