CN109770880B - 一种光电-柔性微应力双模态血压传感器及其制备方法 - Google Patents

Abstract

本发明一种光电‑柔性微应力双模态血压传感器及其制备方法，属于柔性应力传感器技术领域；所要解决的技术问题为：提供一种光电柔性微应力双模态血压传感器及其制备方法；解决该技术问题采用的技术方案为：包括芯片底座，所述芯片底座正面的四个角上均设置绿色发光源，所述每个绿色发光源之间形成的坑道上还设置有微应力传感器；所述微应力传感器具体由氧化石墨烯与银纳米粒子以及PDMS复合材料制作，所述微应力传感器包括三层结构：基底层PDMS黏胶与芯片底座粘合，中间层设置有脉搏敏感纳米复合材料，所述脉搏敏感纳米复合材料的上层使用PDMS黏胶封顶，使得微应力传感器与绿色发光源的厚度尺寸相同；本发明应用于测量血压的场所。

Description

一种光电-柔性微应力双模态血压传感器及其制备方法

技术领域

本发明一种光电-柔性微应力双模态血压传感器及其制备方法，属于柔性应力传感器技术领域。

背景技术

血压检测一直是人体重要的健康指标之一，对血压数值进行采集分析是诊断病情、观察病情变化与判断治疗效果的一项重要内容。目前，血压测量方法的各不相同，一般分为有创与无创检测两种。有创检测是将特制导管经穿刺送入动脉管中，直接对血压进行测量，导管末端经换能器外接床边监护仪，可以自动显示血压数值，不受周围动脉收缩的影响，从而测得血压数值准确，这种测量方法仅适用于危重和重大手术病人。

无创检测常分为柯式音法和光电容积脉搏波描记法，所谓柯氏音法是常用的袖带式血压计，是目前医院测量血压常用方法。光电容积脉搏波描记法 (Photo PlethysmoGraphy) 简称PPG法，是借光电手段在活体组织中检测血液容积变化的一种无创检测血压的方法。目前市面上使用的智能手环中血压监测均为该原理，操作简便，具无创的特点。然而，光电传感器测量血压容易受到环境中背景光的干扰，且传感器测试位点及与皮肤接触的粘合度和相互作用力之间的不稳定性，从未导致测量数据误差比较大。为了提高血压传感器测量精度、准确性和稳定性，因此寻找一种改进光电传感器的测量精度和准确性的方法与技术，成为制备医用型血压传感器的关键。

发明内容

本发明为了克服现有技术中存在的不足，所要解决的技术问题为：提供一种光电柔性微应力双模态血压传感器及其制备方法；为了解决上述技术问题，本发明采用的技术方案为：一种光电-柔性微应力双模态血压传感器，包括芯片底座，所述芯片底座正面的四个角上均设置绿色发光源，所述每个绿色发光源之间形成的坑道上还设置有微应力传感器；

所述微应力传感器具体由氧化石墨烯与银纳米粒子以及PDMS复合材料制作，所述微应力传感器包括三层结构：基底层PDMS黏胶与芯片底座粘合，中间层设置有脉搏敏感纳米复合材料，所述脉搏敏感纳米复合材料的上层使用PDMS黏胶封顶，使得微应力传感器与绿色发光源的厚度尺寸相同；

所述微应力传感器的信号输出端与数据处理模块相连；

所述微应力传感器的中间层两端接出铜线分别与微应力传感器的芯片引脚相连。

所述微应力传感器使用的芯片为传感器芯片U1和放大器芯片U2，所述微应力传感器的电路结构为：

所述传感器芯片U1的2脚并接电阻R2的一端后与3.3V输入电源相连；

所述传感器芯片U1的3脚接地；

所述传感器芯片U1的4脚串接电阻R1后接地；

所述传感器芯片U1的5脚并接电阻R3的一端，电阻R4的一端后与电阻R5的一端相连；

所述传感器芯片U1的6脚与电阻R2的另一端相连；

所述传感器芯片U1的7脚与1.2V输入电源相连，所述传感器芯片U1的8脚与数据处理模块的信号输入端相连，所述传感器芯片U1的7脚、8脚还与微应力传感器（3）中间层的两端相连；

所述放大器芯片U2的1脚并接电阻R7的一端后与电容C1的一端相连，所述电容C1的另一端并接电阻R6的一端，电容C2的一端后与电阻R5的另一端相连；

所述放大器芯片U2的2脚串接电阻R8后接地；

所述放大器芯片U2的3脚并接电阻R7的另一端，电容C2的另一端后与数据处理模块的信号输入端相连。

所述数据处理模块使用的芯片为控制芯片U3，所述数据处理模块的电路结构为：

所述控制芯片U3的1脚并接电阻R12的一端后与电容C14的一端相连，所述电阻R12的另一端接3.3V输入电源，所述电容C14的另一端接地；

所述控制芯片U3的6脚并接电容C17的一端后接地；

所述控制芯片U3的7脚并接电容C17的另一端后与3.3V输入电源相连；

所述控制芯片U3的10脚串接电阻R11后与放大器芯片U2的3脚相连；

所述控制芯片U3的23脚、24脚为数据输出端；

所述控制芯片U3的26脚串接电阻R10后与传感器芯片U1的8脚相连。

一种光电-柔性微应力双模态血压传感器制备方法，包括如下步骤：

步骤一：制备银颗粒掺杂氧化石墨烯Ag@RGO：

步骤1.1，配置硝酸银溶液；分别配置成0.03mol/L和0.06mol/L硝酸银溶液；由于硝酸银具有强氧化性且不稳定性，需要将配置好相应浓度的溶液转移至棕色试剂瓶中，分别标记为棕色瓶1号和棕色瓶2号，冰箱存放；

步骤1.2，配置柠檬酸钠溶液；配制质量浓度为1%的柠檬酸钠溶液；

步骤1.3，配置RG分散溶液；称取RGO固体粉末，用超纯水配制成质量分数为1mg/mL的溶液；为了提高分散性，将烧杯放置在超声波分散处理；

步骤1.4，银掺杂石墨烯复合材料制备：取硝酸银溶液，置于反应容器中，油浴待硝酸银溶沸腾后，加入配置好的石墨烯溶液，在搅拌条件下快速加入柠檬酸钠溶液，持续搅拌至反应结束；

步骤1.5，银掺杂石墨烯提纯分离：反应完成后观察到含有AgNPs改性RGO的预期胶体；待冷却到室温后，使用吸管吸出上层清液，将底液转移在离心管中，去离子水反复洗涤3次，离心收集沉淀，得到Ag@RGO材料；

步骤二：制备RGO@Ag-PDMS微应力传感器：

步骤2.1，取预聚体A胶，固化剂B胶，按质量比10:1混合并充分搅拌，混合均匀；

步骤2.2，将已经搅拌均匀的胶体倒入预先加工好的模具中，真空干燥箱中抽真空，消除混合液体中的气泡，重复该步骤，后温度升高至80℃温度下，固化1hr，取已固化PDMS敏感单元基底，切成长条状备用，记作样品1；

步骤2.3，将样品1特制结构中填充银掺杂氧化石墨烯材料，进一步采用PDMS封闭敏感单元，已经固定好的敏感单元引出铜导线作为电极；

步骤2.4，在所得纳米复合材料样品中加入少量无水乙醇，以增加材料与PDMS的亲和能力，用滴管吸取样品，滴到黑胶带空槽区域内，反复至灵敏单元电阻稳定，体现稳定的电学性能；

步骤2.5，将起固定作用的黑色绝缘胶带去除，然后重新配置PDMS，用液体的PDMS固封已经滴样完成的敏感单元，置于真空干燥箱干燥；

步骤2.6，在芯片基底将RGO@Ag-PDMS柔性敏感单元与LED耦合，再将引出的铜导线分别与传感器芯片U1的7脚、8脚粘合，完成制作。

本发明相对于现有技术具备的有益效果为：本发明对现有的光电传感器进行改进，增加纳米聚合物微应力传感器，二者相结合，构成双模态传感器，提高传感器的测量精度和稳定性。纳米聚合物微应力用于测量人体脉搏和血压，输出相应的电信号曲线，用于光电容积脉搏波描记法的误差补偿。双模态传感器所测得的脉搏波形经过滤波放大电路后输入到算法芯片中进行数据处理，从而获得最终的血压输出值。本发明结构简单，使用方便，可以有效提高传感芯片的数据采集精度和准确性，可用于替代现有的单一光电容积脉搏波描记法测量血压的传感器。

附图说明

下面结合附图对本发明做进一步说明：

图1为本发明的结构示意图；

图2为本发明微应力传感器的电路图；

图3为本发明数据处理模块的电路图；

图中：1为芯片底座、2为绿色发光源、3为微应力传感器、4为数据处理模块。

具体实施方式

如图1至图3所示，本发明一种光电-柔性微应力双模态血压传感器，包括芯片底座1，所述芯片底座1正面的四个角上均设置绿色发光源2，所述每个绿色发光源2之间形成的坑道上还设置有微应力传感器3；

所述微应力传感器3具体由氧化石墨烯与银纳米粒子以及PDMS复合材料制作，所述微应力传感器3包括三层结构：基底层PDMS黏胶与芯片底座1粘合，中间层设置有脉搏敏感纳米复合材料，所述脉搏敏感纳米复合材料的上层使用PDMS黏胶封顶，使得微应力传感器3与绿色发光源2的厚度尺寸相同；

所述微应力传感器3的信号输出端与数据处理模块4相连；

所述微应力传感器3的中间层两端接出铜线分别与微应力传感器3的芯片引脚相连。

所述微应力传感器3使用的芯片为传感器芯片U1和放大器芯片U2，所述微应力传感器3的电路结构为：

所述传感器芯片U1的2脚并接电阻R2的一端后与3.3V输入电源相连；

所述传感器芯片U1的3脚接地；

所述传感器芯片U1的4脚串接电阻R1后接地；

所述传感器芯片U1的5脚并接电阻R3的一端，电阻R4的一端后与电阻R5的一端相连；

所述传感器芯片U1的6脚与电阻R2的另一端相连；

所述传感器芯片U1的7脚与1.2V输入电源相连，所述传感器芯片U1的8脚与数据处理模块4的信号输入端相连，所述传感器芯片U1的7脚、8脚还与微应力传感器3中间层的两端相连；

所述放大器芯片U2的1脚并接电阻R7的一端后与电容C1的一端相连，所述电容C1的另一端并接电阻R6的一端，电容C2的一端后与电阻R5的另一端相连；

所述放大器芯片U2的2脚串接电阻R8后接地；

所述放大器芯片U2的3脚并接电阻R7的另一端，电容C2的另一端后与数据处理模块4的信号输入端相连。

所述数据处理模块4使用的芯片为控制芯片U3，所述数据处理模块4的电路结构为：

所述控制芯片U3的1脚并接电阻R12的一端后与电容C14的一端相连，所述电阻R12的另一端接3.3V输入电源，所述电容C14的另一端接地；

所述控制芯片U3的6脚并接电容C17的一端后接地；

所述控制芯片U3的7脚并接电容C17的另一端后与3.3V输入电源相连；

所述控制芯片U3的10脚串接电阻R11后与放大器芯片U2的3脚相连；

所述控制芯片U3的23脚、24脚为数据输出端；

所述控制芯片U3的26脚串接电阻R10后与传感器芯片U1的8脚相连。

一种光电-柔性微应力双模态血压传感器制备方法，包括如下步骤：

步骤一：制备银颗粒掺杂氧化石墨烯Ag@RGO：

步骤1.1，配置硝酸银溶液；分别配置成0.03mol/L和0.06mol/L硝酸银溶液；由于硝酸银具有强氧化性且不稳定性，需要将配置好相应浓度的溶液转移至棕色试剂瓶中，分别标记为棕色瓶1号和棕色瓶2号，冰箱存放；

步骤1.2，配置柠檬酸钠溶液；配制质量浓度为1%的柠檬酸钠溶液；

步骤1.3，配置RG分散溶液；称取RGO固体粉末，用超纯水配制成质量分数为1mg/mL的溶液；为了提高分散性，将烧杯放置在超声波分散处理；

步骤1.4，银掺杂石墨烯复合材料制备：取硝酸银溶液，置于反应容器中，油浴待硝酸银溶沸腾后，加入配置好的石墨烯溶液，在搅拌条件下快速加入柠檬酸钠溶液，持续搅拌至反应结束；

步骤1.5，银掺杂石墨烯提纯分离：反应完成后观察到含有AgNPs改性RGO的预期胶体；待冷却到室温后，使用吸管吸出上层清液，将底液转移在离心管中，去离子水反复洗涤3次，离心收集沉淀，得到Ag@RGO材料；

步骤二：制备RGO@Ag-PDMS微应力传感器：

步骤2.1，取预聚体A胶，固化剂B胶，按质量比10:1混合并充分搅拌，混合均匀；

步骤2.2，将已经搅拌均匀的胶体倒入预先加工好的模具中，真空干燥箱中抽真空，消除混合液体中的气泡，重复该步骤，后温度升高至80℃温度下，固化1hr，取已固化PDMS敏感单元基底，切成长条状备用，记作样品1；

步骤2.3，将样品1特制结构中填充银掺杂氧化石墨烯材料，进一步采用PDMS封闭敏感单元，已经固定好的敏感单元引出铜导线作为电极；

步骤2.4，在所得纳米复合材料样品中加入少量无水乙醇，以增加材料与PDMS的亲和能力，用滴管吸取样品，滴到黑胶带空槽区域内，反复至灵敏单元电阻稳定，体现稳定的电学性能；

步骤2.5，将起固定作用的黑色绝缘胶带去除，然后重新配置PDMS，用液体的PDMS固封已经滴样完成的敏感单元，置于真空干燥箱干燥；

步骤2.6，在芯片基底将RGO@Ag-PDMS柔性敏感单元与LED耦合，再将引出的铜导线分别与传感器芯片U1的7脚、8脚粘合，完成制作。

本发明使用的双模态传感器，其原理是基于传感材料受到外力作用发生形变引起电阻变化输出相对应的电信号曲线变化，数据处理模块对该变化信号进行采集处理，分析得出最终的血压测量值；本发明提供的传感芯片规格为：长6.5mm，宽4mm，厚2mm，芯片正面设置有四个绿色发光源，其中两个为集成感光IC，发光源之间的位置集成有长6.5mm，宽1.5mm的微应力传感器；

所述RGO@Ag-PDMS微应力传感器3由三层结构组成，其底部为PDMS黏胶与芯片基底粘合，中间为柔性应力敏感单元，柔性应力敏感单元两端接出铜线与传感器芯片U1的7、8引脚粘合；

所述芯片U1为传感器芯片，芯片U1的2号引脚为芯片光电传感部分的电源引脚，供电压为3.3V，4号引脚、6号引脚为2组LED光源的正端，接3.3V电源保证LED发光正常，电阻R4、R5起保护电路作用，3号引脚为芯片的地引脚，1号引脚为两组LED的共阴引脚，5号引脚为芯片的输出引脚，输出的是光电传感所测得的脉搏波形，得到的脉搏波形经过放大滤波电路接至控制芯片U3的10号引脚（算法芯片的输入引脚CS_0）；

所述芯片U1的7号引脚为RGO@Ag-PDMS柔性敏感单元的电源供电引脚，供电电压为1.2V；

所述芯片U1的8号引脚为RGO@Ag-PDMS柔性敏感单元传感器的信号输出引脚接控制芯片U3的26引脚（CS_1）；

所述电阻R1、R2、R3、R5为保护电阻起到保护电路的作用，电容C1、C2为滤波电容，电阻R6、R7、R8和放大器起到对采集信号放大作用。

控制器芯片U3的2、3、4、5引脚为扩展引脚接外围电路，7号引脚为芯片的时钟端、10号引脚接22K电阻与传感芯片的输出引脚相连，输入光电传感器产生的脉搏波形信号电阻作用是保护电路，

控制器芯片U3的26引脚接传感器芯片U1的8号引脚，接受的是柔性应力传感器所产生的脉搏波形，相应的22K电阻R10作用为保护电路，控制器芯片U3的23、24引脚为串口输出引脚，输出算法芯片处理后的血压值，再将数据发送至相应的管理芯片。

本发明提供的柔性应力传感敏感单元制备方法如下：

制备银颗粒包覆的石墨烯（Ag@RGO）的过程步骤如下：

第一步，配置硝酸银溶液；分别配置0.03mol/L和0.06mol/L硝酸银溶液，标记为棕色瓶1和棕色瓶2；

第二步，配置1%柠檬酸钠溶液；

第三步，配置1mg/mLRGO溶液，超声分散处理40min, 再将其依次转移至离心管中；

第四步，使用移液枪从棕色瓶1中取30 mL的溶液于圆形反应瓶中，再加入270mL去离子水，配制成300mL、浓度为0.03mol/L的硝酸银溶液；将反应瓶放入通风橱内的油浴锅，打开油浴锅电源，设置温度为185℃,待硝酸银溶液沸腾后，持续搅拌；

第六步，快速加入柠檬酸钠溶液10mL，搅拌1小时；

第七步，反应结束后，观察到含有AgNPs改性RGO的预期胶体的灰色液体；待冷却到室温后，使用吸管吸出上层清液，将底液转移在离心管中保留，得到样品。

PDMS制备过程步骤如下：实验中PDMS材料是选用道康宁SYLGARD184。

首先，称取预聚体（A胶）12g，固化剂（B胶）1.2g，按质量比10:1将其混合；放在干净的10 mL的小烧杯中，并通过玻璃棒进行搅拌10 min；当观察胶体中气泡分布均匀，说明其中的预聚体和固化剂已经混合均匀；将已经搅拌均匀的胶体倒入平整的培养皿中；然后将培养皿放入真空干燥箱中抽真空，消除混合液体中的气泡，反复这一步骤，后温度升高至80℃温度下，固化 1 个小时；取出后，气泡已去除，取已固化PDMS敏感单元基底，切成长条状备用。

RGO@Au-PDMS柔性敏感单元的制备过程步骤如下：

第一步：将固化好的PDMS切成长条状，将其放置在玻璃载玻片上，记作样品1；

第二歩：将样品1已经固定好的PDMS敏感单元表面贴上铜导线作为电极，利用激光刻蚀相应结构单元；

第三步：在所得纳米复合材料样品中加入少量无水乙醇，以增加材料与 PDMS 的亲和能力，用滴管吸取样品，滴到黑胶带空槽区域内，反复滴制，至灵敏单元有稳定电阻，体现稳定的电学性能；

第四步：将起固定作用的黑色绝缘胶带去除，然后重新配置PDMS，用液体的PDMS固封已经滴样完成的敏感单元，置于已设定70℃的真空干燥箱干燥。

最后在芯片基地上铺一层PDMS将RGO@Ag-PDMS 柔性敏感单元置于其上使敏感单元顶部与LED原件平齐，再将铜导线分别于芯片7、8引脚粘合。

本发明的设计原理是采用两组红外光源发射器，选用四路绿色LED其中两路为高灵敏度光感IC，内置高精度前置放大电路，当光束照射到皮肤表面时，光束将通过透射或反射方式传送到光感IC，在此过程中由于受到皮肤肌肉和血液的吸收衰减作用，检测器检测到的光强度将减弱，皮肤肌肉组织等对光的吸收在整个血液循环中是保持恒定不变的，而皮肤内的血液容积在心脏作用下呈搏动性变化，当心脏收缩时，外周血容量最多，光吸收量也最大，检测到的光强度最小；而在心脏舒张时正好相反，检测到的光强度最大，使光接收器接收到的光强度随之呈脉动性变化，并将此光强度变化信号转换成电信号输出，便可获得容积脉搏血流的变化。

本发明使用的高灵敏度可拉伸传感敏感单元，采用化学还原的方法合成纳米银颗粒包覆量的Ag@RGO纳米复合材料，然后通过模板法制备RGO@Ag-PDMS微应力传感器，通过柔性应力敏感单元的压阻效应测量脉搏跳动的微应力；

基于纳米金颗粒（Ag NPs）功能化的氧化石墨烯复合材料与聚二甲基硅氧烷（PDMS）的柔性应力传感器，集成了聚合物和纳米复合材料的优良性能，来用于提高柔性应力传感的拉伸灵敏度；该类型传感器与传统传感器相比具备如下优势：小型便捷、成本较低、实验流程简单、可重复性高、便于批量制备、较好的可弯曲性、优秀的延展性和牢固性等；

柔性微应力传感器主要由两部分组成：基底材料与敏感材料，基底材料选用的是聚二甲基硅氧烷（PDMS），PDMS用作透明敏感单元的柔性基底和混合集成电路等，光学和电学性能良好，耐温性能良好，良好的化学惰性，固化后具有疏水性、不易燃性、在室温条件下可与其他物质之间有较强粘附性，易与其它材料结合，且其杨氏模量低而具备很好的弹性，易制备成特定形状的结构，制备工艺容易，操作可重复性强；

敏感材料作为柔性应力传感器中最重要的组成部分，而其优异的电学特性和机械性能决定着柔性应力传感器的测量精度和稳定性，各种不同材料之间通过协同作用组合成的新型复合材料显著优于单个组分材料的机械和电学特性，满足其实际应用；

石墨烯材料具备良好的机械柔性、稳定的物理与化学性能等优点，成为制备柔性传感器常用的材料之一。金属纳米材料具有较大的表面积，表面高密度电子云分布，包括导电性和导热性。因此，二者可以在制备过程中掺杂整合，制备金纳米粒子功能化石墨烯，获得高灵敏度和稳定性的柔性应变传感器；

银纳米团簇的小尺寸效应，具备导电性良好、量子遂穿效应等优异特性，基于金属纳米材料和石墨烯纳米材料复合后的柔性应力传感器既可以解决金属材料的低拉伸缺陷，又可以克服了基于石墨烯纳米材料电阻变化率低的问题，有效提高可拉伸量和弯曲量，可以在提高传感器的灵敏度基础上拓宽传感器的可测试范围。

最后应说明的是：以上各实施例仅用以说明本发明的技术方案，而非对其限制；尽管参照前述各实施例对本发明进行了详细的说明，本领域的普通技术人员应当理解：其依然可以对前述各实施例所记载的技术方案进行修改，或者对其中部分或者全部技术特征进行等同替换；而这些修改或者替换，并不使相应技术方案的本质脱离本发明各实施例技术方案的范围。

Claims (3)

1.一种光电-柔性微应力双模态血压传感器，其特征在于：包括芯片底座（1），所述芯片底座（1）正面的四个角上均设置绿色发光源（2），每个 所述绿色发光源（2）之间形成的坑道上还设置有微应力传感器（3）；

所述微应力传感器（3）具体由氧化石墨烯与银纳米粒子以及PDMS复合材料制作，所述微应力传感器（3）包括三层结构：基底层PDMS黏胶与芯片底座（1）粘合，中间层设置有脉搏敏感纳米复合材料，所述脉搏敏感纳米复合材料的上层使用PDMS黏胶封顶，使得微应力传感器（3）与绿色发光源（2）的厚度尺寸相同；

所述微应力传感器（3）的信号输出端与数据处理模块（4）相连；

所述微应力传感器（3）的中间层两端接出铜线分别与微应力传感器（3）的芯片引脚相连；

四路绿色LED，其中两路为高灵敏度光感IC，内置高精度前置放大电路。

2.根据权利要求1所述的一种光电-柔性微应力双模态血压传感器，其特征在于：所述微应力传感器（3）使用的芯片为传感器芯片U1和放大器芯片U2，所述微应力传感器（3）的电路结构为：

所述传感器芯片U1的2脚并接电阻R2的一端后与3.3V输入电源相连；

所述传感器芯片U1的3脚接地；

所述传感器芯片U1的4脚串接电阻R1后接地；

所述传感器芯片U1的5脚并接电阻R3的一端，电阻R4的一端后与电阻R5的一端相连；

所述传感器芯片U1的6脚与电阻R2的另一端相连；

所述传感器芯片U1的7脚与1.2V输入电源相连，所述传感器芯片U1的8脚与数据处理模块（4）的信号输入端相连，所述传感器芯片U1的7脚、8脚还与微应力传感器（3）中间层的两端相连；

所述放大器芯片U2的1脚并接电阻R7的一端后与电容C1的一端相连，所述电容C1的另一端并接电阻R6的一端，电容C2的一端后与电阻R5的另一端相连；

所述放大器芯片U2的2脚串接电阻R8后接地；

所述放大器芯片U2的3脚并接电阻R7的另一端，电容C2的另一端后与数据处理模块（4）的信号输入端相连。

3.根据权利要求2所述的一种光电-柔性微应力双模态血压传感器，其特征在于：所述数据处理模块（4）使用的芯片为控制芯片U3，所述数据处理模块（4）的电路结构为：

所述控制芯片U3的1脚并接电阻R12的一端后与电容C14的一端相连，所述电阻R12的另一端接3.3V输入电源，所述电容C14的另一端接地；

所述控制芯片U3的6脚并接电容C17的一端后接地；

所述控制芯片U3的7脚并接电容C17的另一端后与3.3V输入电源相连；

所述控制芯片U3的10脚串接电阻R11后与放大器芯片U2的3脚相连；

所述控制芯片U3的23脚、24脚为数据输出端；

所述控制芯片U3的26脚串接电阻R10后与传感器芯片U1的8脚相连。

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