JPH0231970B2 - - Google Patents
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- JPH0231970B2 JPH0231970B2 JP60153615A JP15361585A JPH0231970B2 JP H0231970 B2 JPH0231970 B2 JP H0231970B2 JP 60153615 A JP60153615 A JP 60153615A JP 15361585 A JP15361585 A JP 15361585A JP H0231970 B2 JPH0231970 B2 JP H0231970B2
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- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
（産業上の利用分野）
本発明は、皮表角質層等のコンダクタンスをブ
リツジ法により簡便に測定する生体のコンダクタ
ンスを測定する装置に関する。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION (Industrial Application Field) The present invention relates to a device for measuring the conductance of a living body, which easily measures the conductance of the stratum corneum, etc. of the skin surface using the bridge method.
（従来の技術）
皮表角質層のコンダクタンスと水分含有率との
間には一定の相関関係があり、一方が増加すれば
他方も増加するという高い相関性があることはす
でに知られている。(Prior Art) It is already known that there is a certain correlation between the conductance of the stratum corneum and the water content, and that if one increases, the other also increases.
しかし、このようなコンダクタンスは複雑な方
法により測定され、皮表角質層の診断、ならびに
皮表角質層に関するデータの蓄積は専ら皮表コン
ダクタンスを知ることによつて行われていた。 However, such conductance is measured by a complicated method, and diagnosis of the skin surface stratum corneum and accumulation of data regarding the skin surface stratum corneum have been performed solely by knowing the skin surface conductance.
したがつて、初期の皮表角質層のコンダクタン
ス測定器は高価であるとともに、複雑な方法に起
因して信頼性が低く、取り扱いも不便であるとい
う欠点があつた。 Therefore, early instruments for measuring the conductance of the stratum corneum of the skin were expensive, had low reliability due to complicated methods, and were inconvenient to handle.
かかる欠点を改善するため、特願昭58−23192
号において、水晶発振器により測定周波数を精
密、かつ安定に設定すると共に、水晶発振器の出
力を前記水晶発振器に対して疎に結合した緩衝増
幅器に加え、さらに単峯同調特性を与えるための
一対の同調器に順次加えて良好な単峯同調特性を
実現し、これによつて、皮表角質層測定コンダク
タンスの値に応じて同調曲線へ変化を与え、この
変化を高インピーダンス性の一対の直線検波器に
より検出し、両検波器の出力の差を求めて、差動
増幅し、これによつて皮表角質層のコンダクタン
スを容易、かつ精密に測定している。 In order to improve this drawback, the patent application No. 58-23192 was filed.
In this issue, a crystal oscillator is used to accurately and stably set the measurement frequency, and the output of the crystal oscillator is connected to a buffer amplifier that is loosely coupled to the crystal oscillator, and a pair of tuning devices are used to provide monopeak tuning characteristics. A pair of high-impedance linear detectors realizes a good single-peak tuning characteristic by sequentially adding a curve to the tuning curve according to the value of the conductance measured in the skin's surface stratum corneum. The difference between the outputs of both detectors is determined and differentially amplified, thereby easily and precisely measuring the conductance of the skin's surface stratum corneum.
（発明が解決しようとする問題点）
しかしながら、かかる特願昭58−23192号にお
いては、単峯同調特性を得るために水晶発振器の
発振周波数が3.5MHzに設定されていた。したが
つて、調整が必要な高周波増幅器を、緩衝増幅器
として採用し、平衡の検出を行うために同調回路
ならびに直線検波器を使用していたので、測定時
に皮膚のコンダクタンス分のほかに容量分の影響
が入り、電極やケーブルを交換した後には、再び
零点を調整しなければならないという欠点があつ
た。(Problems to be Solved by the Invention) However, in Japanese Patent Application No. 58-23192, the oscillation frequency of the crystal oscillator was set to 3.5 MHz in order to obtain monopeak tuning characteristics. Therefore, a high-frequency amplifier that requires adjustment was used as a buffer amplifier, and a tuned circuit and linear detector were used to detect balance. The drawback was that the zero point had to be adjusted again after the electrodes and cables were replaced.
また、発振周波数は水晶発振器で安定化されて
いるとはいえ、電極静電容量の変化、あるいはボ
デイエフエクトなどにより同調回路が離調する可
能性があるという欠点があつた。 Furthermore, although the oscillation frequency is stabilized by a crystal oscillator, there is a drawback that the tuning circuit may become detuned due to changes in electrode capacitance or body effects.
本発明の目的は、使用周波数を前記同調容量分
の影響を無視できる程度にまで低下させ、平衡検
出に単純な抵抗ブリツジ回路を採用し、さらに電
極寸法を大きくすることによつて、前記欠点を除
去し、皮表角質層のコンダクタンス検出感度を向
上させながら、正確に測定することができるよう
に構成した生体のコンダクタンス測定器を提供す
ることにある。 The object of the present invention is to reduce the operating frequency to such an extent that the influence of the tuning capacitance can be ignored, to employ a simple resistive bridge circuit for balance detection, and to increase the electrode dimensions, thereby eliminating the above drawbacks. It is an object of the present invention to provide a biological conductance measuring device configured to be able to accurately measure the conductance of the stratum corneum by removing the stratum corneum and improving the detection sensitivity of the conductance of the stratum corneum.
（問題点を解決するための手段）
前記目的を達成するために本発明による生体の
コンダクタンス測定器は、正弦波発振器と、前記
正弦波発振器により駆動され、一対の検出端の一
方に被測定生体コンダクタンスを接続して前記コ
ンダクタンスを測定するための抵抗ブリツジと、
前記一対の検出端に現れた、信号電圧を検波して
一対の直流電圧を得るための検出器と、前記検波
によつて得られた一対の直流電圧を差動増幅する
ための差動増幅器と、前記差動増幅器の出力の変
化を検出して測定の開始時刻に対応する信号を発
生する比較増幅器と、前記比較増幅器の信号によ
りトリガされ一定の測定時間を計数する単安定マ
ルチバイブレータと、前記第１の単安定マルチバ
イブレータの計数の終了を検出してラツチをかけ
るためのラツチと、前記差動増幅器から前記コン
ダクタンスの値と比例して出力される直流電圧を
読み取つて表示し、前記ラツチの動作によつて表
示値を固定することができる表示手段とから構成
されている。(Means for Solving the Problems) In order to achieve the above object, a biological conductance measuring device according to the present invention includes a sine wave oscillator, and a biological body to be measured, which is driven by the sine wave oscillator, and is connected to one of a pair of detection ends. a resistive bridge for connecting a conductance and measuring the conductance;
a detector for detecting the signal voltage appearing at the pair of detection terminals to obtain a pair of DC voltages; and a differential amplifier for differentially amplifying the pair of DC voltages obtained by the detection. , a comparison amplifier that detects a change in the output of the differential amplifier and generates a signal corresponding to a measurement start time; a monostable multivibrator that is triggered by the signal of the comparison amplifier and counts a certain measurement time; A latch for detecting the end of counting of the first monostable multivibrator and applying a latch; and a latch for reading and displaying the DC voltage outputted from the differential amplifier in proportion to the conductance value; and display means capable of fixing the displayed value through operation.
（実施例）
次に、本発明を図面等を参照して、さらに詳し
く説明する。(Example) Next, the present invention will be described in more detail with reference to the drawings and the like.
第１図は、本発明による皮表角質層コンダクタ
ンス測定器の一実施例を示すブロツク図である。
第１図において、１はコルピツツ形正弦波発振
器、２は抵抗ブリツジ、２１〜２４は各抵抗辺、
３は測定用端子、３１は直流分阻止用のコンデン
サ、４は検波器、５は差動増幅器、６は比較増幅
器、６１は標準電圧源、７は第１の単安定マルチ
バイブレータ、８はラツチ、８１はリセツトスイ
ツチ、９はデイジタルパネルメータ、１０は第２
の単安定マルチバイブレータ、１１はブザー、１
２は抵抗分圧器である。 FIG. 1 is a block diagram showing an embodiment of the skin surface stratum corneum conductance measuring device according to the present invention.
In FIG. 1, 1 is a Colpitts type sine wave oscillator, 2 is a resistor bridge, 21 to 24 are each resistor side,
3 is a measurement terminal, 31 is a DC blocking capacitor, 4 is a detector, 5 is a differential amplifier, 6 is a comparison amplifier, 61 is a standard voltage source, 7 is a first monostable multivibrator, and 8 is a latch. , 81 is a reset switch, 9 is a digital panel meter, 10 is a second
monostable multivibrator, 11 is a buzzer, 1
2 is a resistive voltage divider.
第１図において、コルピツツ形正弦波発振器１
によつて発振した約100KHzの周波数を有する正
弦波信号は、内蔵するエミツタホロワ形低インピ
ーダンス出力段を介して抵抗ブロツク２に送出さ
れる。抵抗ブリツジ２は例えば、金属皮膜抵抗器
のような温度計数の小さな抵抗器２１〜２４から
なるものである。その一辺には皮表角質層のコン
ダクタンスを測定する電極が測定用端子３を介し
て接続されている。コンデンサ３１は直流分が皮
膚に加えられないように阻止する。電極を皮膚に
接触させないときには、抵抗ブリツジ２は平衡し
ている。電極を皮膚に接触させると、抵抗ブリツ
ジ２の一辺をなす抵抗器２３に対して、皮膚のイ
ンピーダンスが並列に入る。抵抗ブリツジ２の各
辺の抵抗２１〜２４は、皮膚のインピーダンスに
比べて小さく設定してあるので、不平衡となつた
抵抗ブリツジ２には皮膚のコンダクタンスにほぼ
比例する電位差が生じる。 In FIG. 1, a Colpitts type sine wave oscillator 1
A sinusoidal signal having a frequency of approximately 100 KHz is sent to the resistor block 2 through a built-in emitter follower type low impedance output stage. The resistance bridge 2 consists of resistors 21 to 24 with small temperature coefficients, such as metal film resistors, for example. An electrode for measuring the conductance of the stratum corneum on the skin's surface is connected to one side via a measurement terminal 3. Capacitor 31 prevents direct current from being applied to the skin. When the electrode is not in contact with the skin, the resistive bridge 2 is balanced. When the electrode is brought into contact with the skin, the impedance of the skin enters parallel to the resistor 23 forming one side of the resistance bridge 2. Since the resistances 21 to 24 on each side of the resistance bridge 2 are set to be smaller than the impedance of the skin, a potential difference approximately proportional to the skin conductance is generated in the unbalanced resistance bridge 2.
抵抗ブリツジ２の高周波不平衡電圧は、高入力
インピーダンス形の検波器４に加えられ、検波器
４によつて検波されて直流電圧に変換される。得
られた直流電圧は差動増幅器５に加えられて比較
され、皮膚のコンダクタンスに比例した直流電圧
が得られる。この値は、適当な分圧比を有する抵
抗分圧器１２を経てデイジタルパネルメータ９に
表示される。 The high frequency unbalanced voltage of the resistive bridge 2 is applied to a high input impedance type wave detector 4, which detects the wave and converts it into a DC voltage. The resulting DC voltages are applied to a differential amplifier 5 and compared, resulting in a DC voltage proportional to the skin conductance. This value is displayed on the digital panel meter 9 via a resistive voltage divider 12 having an appropriate voltage division ratio.
皮膚のコンダクタンスは電極を皮膚に接触させ
て時間が長くなると、徐々に増加する傾向にあ
る。通常は、電極を皮膚に接触させてから３秒後
に値を読むことにしている。 Skin conductance tends to gradually increase as the time that the electrode is in contact with the skin increases. Normally, the value is read 3 seconds after the electrode is brought into contact with the skin.
比較器６は皮表角質層のコンダクタンスが閾値
レベルを越える瞬間を、電極が皮膚に接触した時
間であるとして認識する。前記閾値レベルは標準
電圧源６１の関数として設定され、例えば、＋
6VDCの直流電圧源からブリーダ抵抗によつて分
圧して与えることもできる。。第１の単安定マル
チバイブレータ７は測定が開始した瞬間、すなわ
ち皮表角質層のコンダクタンスが変化した瞬間に
動作を開始し、パルス幅が３秒間のパルスを形成
する。３秒間を経過したところで、ラツチ８がセ
ツトされる。ラツチ８の出力はデイジタルパネル
メータ９の表示を固定して保持させ、さらに第２
の単安定マルチバイブレータ１０を駆動して短く
ブザー１１を鳴らせる。これによつて、操作者
は、測定の完了を知ることができる。 The comparator 6 recognizes the moment when the conductance of the stratum corneum of the skin exceeds a threshold level as the time when the electrode is in contact with the skin. The threshold level is set as a function of the standard voltage source 61, for example +
It can also be applied by dividing the voltage from a 6VDC DC voltage source using a bleeder resistor. . The first monostable multivibrator 7 starts operating at the moment the measurement starts, that is, the moment the conductance of the stratum corneum changes, and forms a pulse with a pulse width of 3 seconds. After 3 seconds have elapsed, latch 8 is set. The output of the latch 8 fixes and holds the display on the digital panel meter 9, and
A monostable multivibrator 10 is driven to make a buzzer 11 sound briefly. This allows the operator to know that the measurement is complete.
ラツチ８はリセツトスイツチ８１によつてリセ
ツトすることができる。これによつて次の測定を
行うことができる。電極を皮膚に一旦接触させて
から、３秒を経過しないうちに電極を皮膚から離
した場合には、３秒間のパルスを作る第１の単安
定マルチバイブレータ７はリセツトされ、ラツチ
されずに初期状態に戻る。 The latch 8 can be reset by a reset switch 81. This allows the next measurement to be made. If the electrode is removed from the skin before 3 seconds have elapsed after it has been brought into contact with the skin, the first monostable multivibrator 7, which generates a 3 second pulse, will be reset and not latched to its initial state. Return to state.
第２図は、コルピツツ形正弦波発振器１の詳細
を示す回路図である。 FIG. 2 is a circuit diagram showing details of the Colpitts type sine wave oscillator 1.
第２図において、１０１はFETであり、例え
ば2SK28のような接合形FETである。１０２，
１０３はそれぞれnpn形トランジスタであり、低
出力インピーダンスのエミツタホロワを形成す
る。 In FIG. 2, 101 is an FET, for example a junction type FET such as 2SK28. 102,
Each of the transistors 103 is an npn type transistor and forms an emitter follower with low output impedance.
１０４〜１０９はそれぞれ抵抗器、１１０〜１
１３はそれぞれコンデンサ、１１４はインダクタ
である。発振周波数が100KHzに設定され、かつ
FETを使用しているので、周波数安定度は抵抗
ブリツジ２の動作性能にほとんど影響はない。 104-109 are resistors, 110-1
13 is a capacitor, and 114 is an inductor. The oscillation frequency is set to 100KHz, and
Since FETs are used, frequency stability has little effect on the operational performance of resistor bridge 2.
第３図は、検波器４の詳細を示す回路図であ
る。第３図において、４０１，４０２はそれぞれ
FETであり、例えば2SK18のような接合形FET
である。４０３〜４０５はそれぞれ抵抗、４０６
〜４１１はそれぞれコンデンサである。また、４
１，４２はそれぞれ平滑回路である。 FIG. 3 is a circuit diagram showing details of the detector 4. In Figure 3, 401 and 402 are respectively
FET, for example a junction type FET such as 2SK18
It is. 403 to 405 are each resistance, 406
-411 are capacitors, respectively. Also, 4
1 and 42 are smoothing circuits, respectively.
第３図において、コンデンサ４０６，４０７を
介して抵抗ブリツジ２からFET４０１，４０２
のゲートへ入力された100KHzの高周波信号は、
それぞれFET４０１，４０２によつて検波増幅
される。 In FIG. 3, FETs 401 and 402 are connected to resistor bridge 2 via capacitors 406 and 407.
The 100KHz high frequency signal input to the gate of
The signals are detected and amplified by FETs 401 and 402, respectively.
FET４０１の出力はコンデンサ４０８、抵抗
４０３、ならびにコンデンサ４０９によつて形成
される平滑回路４１へ入力され、直流電圧に変換
される。 The output of the FET 401 is input to a smoothing circuit 41 formed by a capacitor 408, a resistor 403, and a capacitor 409, and is converted into a DC voltage.
一方、FET４０２の出力はコンデンサ４１０、
抵抗４０４、ならびにコンデンサ４１１によつて
形成される平滑回路４２へ入力され、直流電圧に
変換される。抵抗ブリツジ２が平衡している場合
には、両平滑回路４１，４２の出力は平衡してい
るため、抵抗４０５によつて平衡調整をとつた後
ではそれぞれFET４０１，４０２から差動増幅
器５へ送出された直流電圧は平衡している。ま
た、抵抗ブリツジ２の出力は、FET４０１，４
０２のゲートに加えられ、かつFETのゲートは
高インピーダンスであるため、周波数100KHzに
おいて、検波器４が抵抗ブリツジ２の平衡に与え
る影響はほとんど完全に無視できる。 On the other hand, the output of FET402 is the capacitor 410,
The signal is input to a smoothing circuit 42 formed by a resistor 404 and a capacitor 411, and is converted into a DC voltage. When the resistor bridge 2 is balanced, the outputs of both smoothing circuits 41 and 42 are balanced, so after the balance is adjusted by the resistor 405, the outputs are sent from the FETs 401 and 402 to the differential amplifier 5, respectively. The resulting DC voltage is balanced. In addition, the output of the resistor bridge 2 is FET401, 4
02 and the gate of the FET is of high impedance, the influence of the detector 4 on the balance of the resistive bridge 2 can be almost completely ignored at a frequency of 100 KHz.
第１図における測定用端子３には、例えば、第
４図に示すような電極がケーブルを介して接続さ
れている。第４図において、１４は金属電極本
体、１５は絶縁物、１６は金属電極ガードリン
グ、１７は同軸ケーブルである。金属電極本体１
４は同軸ケーブル１７の中心導体に接続され、金
属電極ガードリング１６は同軸ケーブル１７の外
部導体に接続されている。本発明において、電極
は第４図に示すように大形化しているので、周波
数を従来の3.5MHzから100KHzに下げたことによ
る感度の低下は避けられる。 For example, an electrode as shown in FIG. 4 is connected to the measurement terminal 3 in FIG. 1 via a cable. In FIG. 4, 14 is a metal electrode body, 15 is an insulator, 16 is a metal electrode guard ring, and 17 is a coaxial cable. Metal electrode body 1
4 is connected to the center conductor of the coaxial cable 17, and the metal electrode guard ring 16 is connected to the outer conductor of the coaxial cable 17. In the present invention, the electrodes are enlarged as shown in FIG. 4, so that the decrease in sensitivity caused by lowering the frequency from the conventional 3.5 MHz to 100 KHz can be avoided.
すなわち、皮膚の構造から同一部所で同一の電
極を使用したとき、数Hz〜数ＭHzの周波数範囲で
は皮膚のコンダクタンスはほぼ周波数に比例す
る。周波数を低下させた分だけ電極を大きくし、
検波器４のドリフトを低く抑えているので、感度
の低下は認められない。 That is, when the same electrode is used at the same location due to the structure of the skin, the conductance of the skin is approximately proportional to the frequency in the frequency range of several Hz to several MHz. The electrode is made larger by the amount that the frequency is lowered,
Since the drift of the detector 4 is kept low, no decrease in sensitivity is observed.
電極の面積を大きくすると、測定すべきプロー
ビングした部分の皮膚のコンダクタンスの平均的
な値が表示されるので、僅かな電極の位置の相違
により表示値がばらつくことは少なくなる。この
性質は、例えば美容室においては有用である。 When the area of the electrode is increased, the average value of the skin conductance of the probed part to be measured is displayed, so that the displayed value is less likely to vary due to a slight difference in the position of the electrode. This property is useful, for example, in beauty salons.
（発明の効果）
以上説明したように本発明による生体のコンダ
クタンス測定器は、生体のコンダクタンスに対応
する電圧を発生する差動増幅器の出力の変化を比
較増幅器で検出している。(Effects of the Invention) As described above, the biological conductance measuring device according to the present invention uses a comparison amplifier to detect a change in the output of a differential amplifier that generates a voltage corresponding to the biological conductance.
そして、単安定マルチバイブレータは前記比較
増幅器の信号によりトリガされ一定の測定時間を
計数することにより、測定の終了時点を決める。 Then, the monostable multivibrator is triggered by the signal of the comparator amplifier and counts a certain measurement time to determine the end point of the measurement.
前述のように皮膚のコンダクタンスは電極が皮
膚に接触させられる時間により変化するから、本
発明では測定時間を皮表角質層のコンダクタンス
が閾値レベルを越えて（変化を検出してから）３
秒後に測定値を固定（ラツチ）するようにして常
に一定の条件下でデータを得るようにしている。 As mentioned above, the conductance of the skin changes depending on the time the electrode is in contact with the skin. Therefore, in the present invention, the measurement time is set to 3 times after the conductance of the stratum corneum exceeds the threshold level (after detecting a change).
The measured value is fixed (latched) after a few seconds, so that data is always obtained under constant conditions.
さらに、本発明による装置では正弦波発振器を
使用し、その使用周波数を前記同調容量分の影響
を無視できる程度にまで低下させ、平衡検出に単
純な抵抗ブリツジ回路を採用し、さらに電極寸法
を大きくすることによつて、皮表角質層のコンダ
クタンスと並列に配流容量分や回路に存在する寄
生容量分の影響を無調整で除去することができ、
また、周波数を低くしたことによる感度の低下も
除去することができるという効果がある。 Furthermore, the device according to the present invention uses a sine wave oscillator whose working frequency is lowered to such an extent that the influence of the tuning capacitance can be ignored, employs a simple resistive bridge circuit for balance detection, and further increases the electrode size. By doing so, the influence of the distribution capacitance in parallel with the conductance of the skin surface stratum corneum and the parasitic capacitance existing in the circuit can be removed without adjustment.
Further, there is an effect that the decrease in sensitivity due to lowering the frequency can also be eliminated.
第１図は、本発明による生体のコンダクタンス
測定器の一実施例を示すブロツク図である。第２
図は、第１図におけるコルピツツ形正弦波発振器
の詳細を示す回路図である。第３図は、第１図に
おける検波器の詳細を示す回路図である。第４図
は、第１図に示す生体のコンダクタンス測定器の
測定用端子にケーブルを介して接続される電極の
一実施例を示す構造概要図である。
１……コルピツツ形正弦波発振器、２……抵抗
ブリツジ、３……測定用端子、４……検波器、５
……差動増幅器、６……比較増幅器、７，１０…
…単安定マルチバイブレータ、８……ラツチ、９
……デイジタルパネルメータ、１１……ブザー、
１２……抵抗分圧器、１４，１６……金属電極、
１５……絶縁物、１７……ケーブル、２１〜２
４，１０４〜１０９，４０３〜４０５……抵抗、
３１，１１０，４０６〜４１１……コンデンサ、
４１，４２……平滑回路、６１……標準電圧源、
８１……リセツトスイツチ、１０１，４０１，４
０２……FET、１０２，１０３……npnトランジ
スタ、１１４……インダクタ。
FIG. 1 is a block diagram showing an embodiment of a biological conductance measuring device according to the present invention. Second
1 is a circuit diagram showing details of the Colpitts type sine wave oscillator in FIG. 1. FIG. FIG. 3 is a circuit diagram showing details of the detector in FIG. 1. FIG. 4 is a structural schematic diagram showing one embodiment of an electrode connected to a measurement terminal of the biological conductance measuring device shown in FIG. 1 via a cable. 1...Colpitts type sine wave oscillator, 2...Resistance bridge, 3...Measurement terminal, 4...Detector, 5
... Differential amplifier, 6 ... Comparison amplifier, 7, 10 ...
...monostable multivibrator, 8...latch, 9
...Digital panel meter, 11...Buzzer,
12... Resistance voltage divider, 14, 16... Metal electrode,
15... Insulator, 17... Cable, 21-2
4,104~109,403~405...Resistance,
31,110,406-411...capacitor,
41, 42...Smoothing circuit, 61...Standard voltage source,
81...Reset switch, 101,401,4
02...FET, 102, 103...npn transistor, 114...inductor.
Claims (1)
動され、一対の検出端の一方に被測定生体コンダ
クタンスを接続して前記コンダクタンスを測定す
るための抵抗ブリツジと、前記一対の検出端に現
れた信号電圧を検波して一対の直流電圧を得るた
めの検波器と、前記検波によつて得られた一対の
直流電圧を差動増幅するための差動増幅器と、前
記差動増幅器の出力の変化を検出して測定の開始
時刻に対応する信号を発生する比較増幅器と、前
記比較増幅器の信号によりトリガされ一定の測定
時間を計数する単安定マルチバイブレータと、前
記第１の単安定マルチバイブレータの計数の終了
を検出してラツチをかけるためのラツチと、前記
差動増幅器から前記コンダクタンスの値と比例し
て出力される直流電圧を読み取つて表示し、前記
ラツチの動作によつて表示値を固定することがで
きる表示手段とから構成したことを特徴とする生
体のコンダクタンス測定器。1 a sine wave oscillator, a resistance bridge driven by the sine wave oscillator and connected to one of a pair of detection terminals to measure the conductance, and a signal voltage appearing at the pair of detection terminals; a detector for detecting a pair of DC voltages to obtain a pair of DC voltages, a differential amplifier for differentially amplifying the pair of DC voltages obtained by the detection, and detecting a change in the output of the differential amplifier. a comparator amplifier that generates a signal corresponding to the start time of the measurement; a monostable multivibrator that is triggered by the signal of the comparator amplifier and counts a certain measurement time; and an end of counting of the first monostable multivibrator. a latch for detecting and applying a latch, and a DC voltage outputted from the differential amplifier in proportion to the conductance value to be read and displayed, and the display value can be fixed by the operation of the latch. 1. A biological conductance measuring instrument characterized by comprising: a display means for measuring the conductance of a living body;
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60153615A JPS6214834A (en) | 1985-07-12 | 1985-07-12 | Conductance measuring device of living body |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60153615A JPS6214834A (en) | 1985-07-12 | 1985-07-12 | Conductance measuring device of living body |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6214834A JPS6214834A (en) | 1987-01-23 |
| JPH0231970B2 true JPH0231970B2 (en) | 1990-07-17 |
Family
ID=15566359
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP60153615A Granted JPS6214834A (en) | 1985-07-12 | 1985-07-12 | Conductance measuring device of living body |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS6214834A (en) |
Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS59148855A (en) * | 1983-02-15 | 1984-08-25 | I Bii S Kk | Measuring device for conductance of epidermal horny layer |
-
1985
- 1985-07-12 JP JP60153615A patent/JPS6214834A/en active Granted
Patent Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS59148855A (en) * | 1983-02-15 | 1984-08-25 | I Bii S Kk | Measuring device for conductance of epidermal horny layer |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS6214834A (en) | 1987-01-23 |
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