摘 要： 介绍一种新的用于刺激产生体感诱发电位的神经刺激器。此刺激器是基于计算机的多媒体声音资源，并且巧妙地运用声卡本身的模数和数模转换功能，将声音波形文件通过计算机声卡输出，借助于后面简单、稳定的电压扩展电路和恒流恒压源电路，得到0～100V范围内连续可调电压的刺激信号并且这些信号有不同的电流档限制。从而确保刺激器既可产生稳态体感诱发电位，又可以产生瞬态体感诱发电位。
　　关键词： 体感诱发电位; 多媒体; 模数和数模转换; 波形库; 恒流恒压电路

    体感诱发电位SEP（Somatosensory Evoked Potential）^[1]是神经系统高级中枢对外周神经刺激所产生的电反应，代表了中枢神经系统在特定功能状态下的生物电活动的变化。目前，临床上常用电刺激来获取SEP。本文介绍的基于计算机多媒体声音资源(计算机声卡本身的D/A转换功能)的电压刺激器，利用计算机波形声音编辑软件，可以编辑刺激所需的不同波形（除方波外，还有三角波、正弦波等），即直接通过软件产生所需刺激的波形并存入波形库。然后，通过体感诱发电位刺激程序调用波形库中的波形声音文件，实现计算机一体化控制刺激和体感诱发电位的提取。这些波形并不是刺激时通过硬件电路产生的，因此保证了所用刺激波形的频率和波宽的稳定性和精确性，而且还可以产生满足不同体感诱发电位的需要。另外，除了常规方波刺激外，还可以同时进行三角波和正弦波等其他波形刺激的探索性实验以提取体感诱发电位，因此，具有很广泛的实用价值。
1 软件系统设计
　　本刺激器的软件主要由两大部分组成：一是生成各种不同刺激波形的波形库；二是体感诱发电位提取程序。
1.1 波形库的制作
　　波形库的制作是将所有刺激所需的波形均通过计算机中的多媒体声音波形文件来实现。这里采用了Adobe Audition1.5声音编辑软件来编辑各种所需的声音波形文件，用以产生波宽、占空比和频率不同的方波、三角波、正弦波等，特别是用来刺激产生体感诱发电位的方波波形（可以编辑最小波宽为0.05ms的方波）,以及通常用于诱发短潜伏期体感诱发电位(SLSEP，波宽为0.1～0.5ms)的方波^[1]。通过声音编辑软件，还可以存储成单个或者一串刺激波形，建立起含有稳定和丰富波形的波形库。
1.2 体感诱发电位提取程序
　　本文用Delphi编程实现产生体感诱发电位的刺激和提取程序。调用程序进行刺激的原理就是在Delphi中使用系统函数playsound将已经编辑好存入波形库中的声音文件播放出来即实现了刺激的过程。对于刺激强度的调节，可通过调节声音的音量并转换成调节刺激信号的电压幅度来完成。这样就可实现计算机一体化控制刺激和采集体感诱发电位，并且该刺激器的软件系统有很好的可移植性。
2 硬件系统设计
2.1 硬件电路原理及工作过程
　　由软件发出的刺激信号通过计算机的耳机插孔输出。由于计算机声卡的耳机插孔输出的刺激波形的强度很小，如方波的幅值只有0～10V左右，远远达不到体感诱发电位刺激所需的强度。因此，采用一个外加的电压扩展电路和恒流恒压源电路将电压扩展到0～100V，以达到刺激信号能够产生体感诱发电位强度的目的。此外，该电路还有可选的电流档，保证了刺激时人体的安全，并且由于是恒压源和恒流源的设计，负载在一定范围内变化时，还具有恒流或者恒压的特性。系统的硬件框图如图1所示。

　　在图1中，通过计算机耳机输出的刺激信号就已经是模拟信号了，所以本文采用音频变压器将计算机与后面的电压放大电路、恒流恒压源电路隔开，使这两端没有电气上的联系，保证了后面刺激电路的浮地，同时为了保证病人的安全，电路中的所有供电电源也全部浮地^[2]。具体的电压放大电路、恒流恒压源电路图如图2所示。

　　在图2中，前端Vi代表从计算机耳机输出的输入信号。由于计算机声卡的输出阻抗为300～600Ω，因此选用0～1kΩ的电阻进行阻抗匹配，电路通过Q1、Q2两级共射偏置放大，将输出信号的电压扩展至100V。Q3是射极跟随器，起电压跟随的作用，形成恒压源，经port1输出。当负载在一定范围内变化时，只要计算机输出的波形幅度不变，负载两端的电压就是恒定的，恒压的范围由计算机输出信号的幅度决定，从0～100V连续可调。Q4、Q5与其分压的电阻网络以及两个稳压二极管，共同构成恒流源，恒流源电流的最大输出强度由图中上下两端可选的限流电阻Ra、Rb决定。6V的稳压二极管一端与三极管的基极相连，另外一端和限流电阻相连，而限流电阻的另外一端则与三极管的发射极相连。这样限流电阻两端的电压就被钳位在5.3V，只要限流电阻的阻值固定，电路中的电流就恒定了。
以方波波形为例，通过电阻分压器，就可以在示波器上看到输出端的波形，如图3所示。

2.2 电路的性能测试
2.2.1 恒流源测试
　　(1) 测试方法一：选择恒流电阻档不变，计算机输出的电压幅度最高为100V。只改变负载电阻的值，测量负载电阻两端的电压，就可以计算流过负载电阻的电流^[3]，测试结果如图4(a)所示。当电流为2.7mA不变、输出最大电压幅度为100V、负载电阻在14kΩ以内变化时，负载电流保持恒流。

　　(2) 测试方法二：选择恒流电流档不变，但是从大到小改变输出电压的幅度。在不同的输出电压幅度时，改变负载电阻的阻值，测量负载电阻两端的电压，就可以计算流过负载电阻的电流，测试结果如图4(b)所示。当电流为2.7mA不变、输出电压的幅度从100V减少到80V、负载电阻在0～12kΩ以内变化时，负载电流仍然保持恒流。
2.2.2 恒压源测试
　　恒压源测试与恒流源的测试方法类似，具体方法如下：
　　(1) 测试方法一：计算机输出的电压幅度不变，保持100V，同时选择恒流电流档也不变。只改变负载电阻的值，测量负载电阻两端的电压，测试结果如图5(a)所示。当计算机输出电压幅度保持100V不变、输出的电流选择2.7mA档、负载电阻大于40kΩ变化时，负载电阻两端的电压都保持恒压。
　　(2) 测试方法二：选择恒流电流档不变，改变输出的电压幅度。在不同的电压幅度时，改变负载电阻的阻值，测量负载两端的电压,测试结果如图5(b)所示。当计算机输出电压幅度从0～100V变化、电流一直选择恒定的2.7mA档不变，负载电阻的阻值在40kΩ～500kΩ变化、负载电阻两端的电压都保持恒压。

　　对比图4(a)和图5(a)可以看出，其实恒流和恒压是相对的，恒流的时候不恒压，恒压的时候不恒流，负载电阻在0～14kΩ变化时，流过负载电阻的电流恒定，随着负载电阻的增加，两端的电压是增大的；同样，负载电阻在40kΩ～100kΩ变化时，负载电阻两端的电压是恒定的，随着负载电阻的增加，流过负载电阻的电流减少。
3 安全措施
3.1软件
　　本设计采用软件来限制刺激信号的频率和脉宽，是在用Delphi编写的体感诱发电位的刺激和提取程序中，设置其刺激的频率不大于50Hz,同时在编辑波形库时，使其所刺激波形的波宽不大于1ms，以此来充分保证人体的安全^[3]。
3.2 硬件
　　(1)本设计在计算机耳机输出与后面的恒流恒压电路之间用一个音频变压器隔离，使计算机与后面的恒流恒压电路没有电气上的联系，将刺激器浮地^[2]，保证人体的安全。由于刺激信号是直接从计算机声卡输出的声音波形信号，因此音频变压器隔离是比较理想的选择。另外，这个变压器除了起隔离作用外还起阻抗匹配的作用。
　　(2) 在电压放大电路的输出端用电容进行隔直，这样就保证了仅当有刺激信号时，人体上才有刺激电流流过，没有刺激信号时，就没有高压直流电通过人体。
　　(3) 电路中的供电电源都是隔离的，进一步保证了人体的安全。
4 刺激伪迹排除实验
4.1 电路延时排除
　　本刺激器是基于计算机多媒体声音资源的，由于其体感诱发电位的刺激信号是从计算机耳机输出后又经过后面的电压放大电路来恒流恒压源电路进行放大的，所以电路对从计算机耳机输出的刺激信号可能会有比较大的延时（毫秒级的），这样就可能会产生与刺激有锁时关系的刺激伪迹，影响对诱发电位的判断。因此，设计了一个采样程序：先采一段背景信号，再给刺激信号，然后再采集。这里采用两个通道采集信号，一通道直接采集从计算机耳机输出的信号；二通道采集经电路输出的信号。如果电路对刺激信号有延时（毫秒级或者以上），则二通道上应该会采集到刺激信号的波形，否则，可近似认为刺激与信号传输同步。图6为采集到的两通道的信号波形。

　　由图6可以看出，通道1和通道2的波形基本相似，通道2并没有大的刺激信号的波形出现，故可以认为，本文设计的电路对刺激信号没有较大的延时，即可近似认为，刺激信号的发送与传输同步。
4.2 消除容积传导刺激伪迹
　　小量的刺激电流可直接影响记录电极，会产生与刺激有锁时关系的刺激伪迹^[4]。为了避免不必要的刺激伪迹影响记录电极记录的波形，采用在刺激电极与最近的记录电极之间置低电阻地线电极，使经肢体这个容积导体的小量电流，在该地线电极处直接流入地下，从而既不影响记录电极，同时也可保护病人不会有大量电流流过躯体。
5 刺激器初步提取的诱发电位
　　图7为最终提取到的短潜伏期体感诱发电位中的一个锁骨上的电位波形。

　　结果分析：图7中提取到的波形是短潜伏期体感诱发电位中的锁骨上的电位波形，并不是刺激伪迹，这是因为：(1)如果是电路延时或者容积传导造成的刺激伪迹，则每次综合信号（指背景脑电和诱发电位混合的信号）中都应该存在，而不应该只存在于叠加平均信号中，但是实际上并不是每次综合信号中都存在图7中大约9ms处的那个波形。(2)刺激伪迹一般识别不难。因为刺激伪迹是一种物理现象，而诱发电位属生理反应，只要将刺激电极的极性倒转，伪迹的极性必然随之发生极性倒转，而EP的极性则不因此而改变^[1]。根据这个原理，转换刺激电极对记录电极的极性，发现提取波形的极性并没有随之倒转，说明提取到的不是刺激伪迹而是诱发电位的信号。
　　本文介绍的体感诱电位刺激器，与一般的体感刺激器相比，节省了模数转换器件，无需单片机即可实现由计算机一体化控制刺激器强度、刺激次数和波宽，同时可以借助于计算机声音编辑软件编辑大量、丰富的波形文件并存入波形库中，为本刺激器既可产生稳态体感诱发电位及瞬态体感诱发电位提供了保证。

参考文献
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