在圖1中，通過計算機耳機輸出的刺激信號就已經是模擬信號了，所以本文采用音頻變壓器將計算機與后面的電壓放大電路、恒流恒壓源電路隔開，使這兩端沒有電氣上的聯系，保證了后面刺激電路的浮地，同時為了保證病人的安全，電路中的所有供電電源也全部浮地^[2]。具體的電壓放大電路、恒流恒壓源電路圖如圖2所示。

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　　在圖2中，前端Vi代表從計算機耳機輸出的輸入信號。由于計算機聲卡的輸出阻抗為300～600Ω，因此選用0～1kΩ的電阻進行阻抗匹配，電路通過Q1、Q2兩級共射偏置放大，將輸出信號的電壓擴展至100V。Q3是射極跟隨器，起電壓跟隨的作用，形成恒壓源，經port1輸出。當負載在一定范圍內變化時，只要計算機輸出的波形幅度不變，負載兩端的電壓就是恒定的，恒壓的范圍由計算機輸出信號的幅度決定，從0～100V連續可調。Q4、Q5與其分壓的電阻網絡以及兩個穩壓二極管，共同構成恒流源，恒流源電流的最大輸出強度由圖中上下兩端可選的限流電阻Ra、Rb決定。6V的穩壓二極管一端與三極管的基極相連，另外一端和限流電阻相連，而限流電阻的另外一端則與三極管的發射極相連。這樣限流電阻兩端的電壓就被鉗位在5.3V，只要限流電阻的阻值固定，電路中的電流就恒定了。
以方波波形為例，通過電阻分壓器，就可以在示波器上看到輸出端的波形，如圖3所示。

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2.2 電路的性能測試
2.2.1 恒流源測試
　　(1) 測試方法一：選擇恒流電阻檔不變，計算機輸出的電壓幅度最高為100V。只改變負載電阻" title="負載電阻">負載電阻的值，測量負載電阻兩端的電壓，就可以計算流過負載電阻的電流^[3]，測試結果如圖4(a)所示。當電流為2.7mA不變、輸出最大電壓幅度為100V、負載電阻在14kΩ以內變化時，負載電流保持恒流。

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　　(2) 測試方法二：選擇恒流電流檔不變，但是從大到小改變輸出電壓的幅度。在不同的輸出電壓幅度時，改變負載電阻的阻值，測量負載電阻兩端的電壓，就可以計算流過負載電阻的電流，測試結果如圖4(b)所示。當電流為2.7mA不變、輸出電壓的幅度從100V減少到80V、負載電阻在0～12kΩ以內變化時，負載電流仍然保持恒流。
2.2.2 恒壓源測試
　　恒壓源測試與恒流源的測試方法類似，具體方法如下：
　　(1) 測試方法一：計算機輸出的電壓幅度不變，保持100V，同時選擇恒流電流檔也不變。只改變負載電阻的值，測量負載電阻兩端的電壓，測試結果如圖5(a)所示。當計算機輸出電壓幅度保持100V不變、輸出的電流選擇2.7mA檔、負載電阻大于40kΩ變化時，負載電阻兩端的電壓都保持恒壓。
　　(2) 測試方法二：選擇恒流電流檔不變，改變輸出的電壓幅度。在不同的電壓幅度時，改變負載電阻的阻值，測量負載兩端的電壓,測試結果如圖5(b)所示。當計算機輸出電壓幅度從0～100V變化、電流一直選擇恒定的2.7mA檔不變，負載電阻的阻值在40kΩ～500kΩ變化、負載電阻兩端的電壓都保持恒壓。

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　　對比圖4(a)和圖5(a)可以看出，其實恒流和恒壓是相對的，恒流的時候不恒壓，恒壓的時候不恒流，負載電阻在0～14kΩ變化時，流過負載電阻的電流恒定，隨著負載電阻的增加，兩端的電壓是增大的；同樣，負載電阻在40kΩ～100kΩ變化時，負載電阻兩端的電壓是恒定的，隨著負載電阻的增加，流過負載電阻的電流減少。
3 安全措施
3.1軟件
　　本設計采用軟件來限制刺激信號的頻率和脈寬，是在用Delphi編寫的體感誘發電位的刺激和提取程序中，設置其刺激的頻率不大于50Hz,同時在編輯波形庫時，使其所刺激波形的波寬不大于1ms，以此來充分保證人體的安全^[3]。
3.2 硬件
　　(1)本設計在計算機耳機輸出與后面的恒流恒壓電路之間用一個音頻變壓器隔離，使計算機與后面的恒流恒壓電路沒有電氣上的聯系，將刺激器浮地^[2]，保證人體的安全。由于刺激信號是直接從計算機聲卡輸出的聲音波形信號，因此音頻變壓器隔離是比較理想的選擇。另外，這個變壓器除了起隔離作用外還起阻抗匹配的作用。
　　(2) 在電壓放大電路的輸出端用電容進行隔直，這樣就保證了僅當有刺激信號時，人體上才有刺激電流流過，沒有刺激信號時，就沒有高壓直流電通過人體。
　　(3) 電路中的供電電源都是隔離的，進一步保證了人體的安全。
4 刺激偽跡排除實驗
4.1 電路延時排除
　　本刺激器是基于計算機多媒體聲音資源的，由于其體感誘發電位的刺激信號是從計算機耳機輸出后又經過后面的電壓放大電路來恒流恒壓源電路進行放大的，所以電路對從計算機耳機輸出的刺激信號可能會有比較大的延時（毫秒級的），這樣就可能會產生與刺激有鎖時關系的刺激偽跡，影響對誘發電位的判斷。因此，設計了一個采樣程序：先采一段背景信號，再給刺激信號，然后再采集。這里采用兩個通道采集信號，一通道直接采集從計算機耳機輸出的信號；二通道采集經電路輸出的信號。如果電路對刺激信號有延時（毫秒級或者以上），則二通道上應該會采集到刺激信號的波形，否則，可近似認為刺激與信號傳輸同步。圖6為采集到的兩通道的信號波形。

　　由圖6可以看出，通道1和通道2的波形基本相似，通道2并沒有大的刺激信號的波形出現，故可以認為，本文設計的電路對刺激信號沒有較大的延時，即可近似認為，刺激信號的發送與傳輸同步。
4.2 消除容積傳導刺激偽跡
　　小量的刺激電流可直接影響記錄電極，會產生與刺激有鎖時關系的刺激偽跡^[4]。為了避免不必要的刺激偽跡影響記錄電極記錄的波形，采用在刺激電極與最近的記錄電極之間置低電阻地線電極，使經肢體這個容積導體的小量電流，在該地線電極處直接流入地下，從而既不影響記錄電極，同時也可保護病人不會有大量電流流過軀體。
5 刺激器初步提取的誘發電位
　　圖7為最終提取到的短潛伏期體感誘發電位中的一個鎖骨上的電位波形。

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　　結果分析：圖7中提取到的波形是短潛伏期體感誘發電位中的鎖骨上的電位波形，并不是刺激偽跡，這是因為：(1)如果是電路延時或者容積傳導造成的刺激偽跡，則每次綜合信號（指背景腦電和誘發電位混合的信號）中都應該存在，而不應該只存在于疊加平均信號中，但是實際上并不是每次綜合信號中都存在圖7中大約9ms處的那個波形。(2)刺激偽跡一般識別不難。因為刺激偽跡是一種物理現象，而誘發電位屬生理反應，只要將刺激電極的極性倒轉，偽跡的極性必然隨之發生極性倒轉，而EP的極性則不因此而改變^[1]。根據這個原理，轉換刺激電極對記錄電極的極性，發現提取波形的極性并沒有隨之倒轉，說明提取到的不是刺激偽跡而是誘發電位的信號。
　　本文介紹的體感誘電位刺激器，與一般的體感刺激器相比，節省了模數轉換器件，無需單片機即可實現由計算機一體化控制刺激器強度、刺激次數和波寬，同時可以借助于計算機聲音編輯軟件編輯大量、豐富的波形文件并存入波形庫中，為本刺激器既可產生穩態體感誘發電位及瞬態體感誘發電位提供了保證。