反転入力が電気的に浮遊した測定対象物に接触する第1の電極と接続され、出力が前記測定対象物に接触する第2の電極と接続される演算増幅器と、出力が前記第1の電極と接続される交流定電圧源と、前記交流定電圧源からの出力電圧を分圧した電圧を、前記演算増幅器の非反転入力に出力する分圧回路と、を備える、交流定電流源。前記測定対象物は生体であり、前記第1の電極と前記第2の電極との間の前記生体に電流を流すことを特徴とする、請求項1に記載の交流定電流源。前記生体は人体であることを特徴とする、請求項2に記載の交流定電流源。前記交流定電圧源は、第1の電圧を出力する第1の電源と、前記第1の電圧よりも低い第2の電圧を出力する第2の電源と、の間に接続されることにより電源供給を受け、前記演算増幅器は、前記第1の電源と前記第2の電源との間に接続されることにより電源供給を受け、前記分圧回路は、前記交流定電圧源からの前記出力電圧と、前記第1の電圧と前記第2の電圧との間の電圧を出力する第3の電源と、の間の電圧を分圧することを特徴とする、請求項1乃至3のいずれか一項に記載の交流定電流源。前記交流定電圧源には、前記第3の電圧が基準電圧として供給され、前記交流定電圧源は、前記基準電圧を基準として上下に変動する交流電圧を前記出力電圧として出力することを特徴とする、請求項4に記載の交流定電流源。前記第1の電圧は、正の電圧であり、前記第2の電圧は、負の電圧であり、前記第3の電圧は、接地電圧であることを特徴とする、請求項4又は5に記載の交流定電流源。前記第1及び第3の電圧は、正の電圧であり、前記第2の電圧は接地電圧であることを特徴とする、請求項4又は5に記載の交流定電流源。前記分圧回路は、一端が前記交流定電圧源の前記出力と接続され、他端が前記演算増幅器の前記非反転入力と接続される第1の抵抗と、一端が前記第3の電源と接続され、他端が前記演算増幅器の前記非反転入力と接続される第2の抵抗と、を有することを特徴とする、請求項1乃至7のいずれか一項に記載の交流定電流源。前記第2の抵抗は、前記第1の抵抗よりも抵抗値が大きいことを特徴とする、請求項8に記載の交流定電流源。前記演算増幅器の前記反転入力と前記交流定電圧源の前記出力との間に接続される第3の抵抗を有することを特徴とする、請求項1乃至9のいずれか一項に記載の交流定電流源。電気的に浮遊した生体に接触する第1乃至第4の電極と、前記第1の電極と前記第2の電極との間の前記生体に電流を流す交流定電流源と、前記第3の電極と前記第4の電極との間の前記生体の電圧を測定する交流電圧計と、前記電流及び測定した前記電圧から、前記生体のインピーダンスを算出するインピーダンス算出部と、を備え、前記交流定電流源は、反転入力が前記第1の電極と接続され、出力が前記第2の電極と接続される演算増幅器と、出力が前記第1の電極と接続される交流定電圧源と、前記交流定電圧源からの出力電圧を分圧した電圧を、前記演算増幅器の非反転入力に出力する分圧回路と、を備える、生体電気インピーダンス測定装置。前記生体は人体であることを特徴とする、請求項11に記載の生体電気インピーダンス測定装置。前記交流定電圧源は、第1の電圧を出力する第1の電源と、前記第1の電圧よりも低い第2の電圧を出力する第2の電源と、の間に接続されることにより電源供給を受け、前記演算増幅器は、前記第1の電源と前記第2の電源との間に接続されることにより電源供給を受け、前記分圧回路は、前記交流定電圧源からの前記出力電圧と、前記第1の電圧と前記第2の電圧との間の電圧を出力する第3の電源と、の間の電圧を分圧することを特徴とする、請求項11又は12に記載の生体電気インピーダンス測定装置。前記交流定電圧源には、前記第3の電圧が基準電圧として供給され、前記交流定電圧源は、前記基準電圧を基準として上下に変動する交流電圧を前記出力電圧として出力することを特徴とする、請求項13に記載の生体電気インピーダンス測定装置。前記第1の電圧は、正の電圧であり、前記第2の電圧は、負の電圧であり、前記第3の電圧は、接地電圧であることを特徴とする、請求項13又は14に記載の生体電気インピーダンス測定装置。前記第1及び第3の電圧は、正の電圧であり、前記第2の電圧は接地電圧であることを特徴とする、請求項13又は14に記載の生体電気インピーダンス測定装置。前記分圧回路は、一端が前記交流定電圧源の前記出力と接続され、他端が前記演算増幅器の前記非反転入力と接続される第1の抵抗と、一端が前記第3の電源と接続され、他端が前記演算増幅器の前記非反転入力と接続される第2の抵抗と、を有することを特徴とする、請求項11乃至16のいずれか一項に記載の生体電気インピーダンス測定装置。前記第2の抵抗は、前記第1の抵抗よりも抵抗値が大きいことを特徴とする、請求項17に記載の生体電気インピーダンス測定装置。前記演算増幅器の前記反転入力と前記交流定電圧源の前記出力との間に接続される第3の抵抗を有することを特徴とする、請求項11乃至18のいずれか一項に記載の生体電気インピーダンス測定装置。家庭用などの通常の生体電気インピーダンス測定装置は、例えば、乾電池3~4本で動作するのが一般的である。しかし、世界的なエコロジーの観点からは乾電池を減らすことが望ましいため、より低電力で生体電気インピーダンス測定装置を動作させる要求が高まっている。乾電池の本数を減らすためには、より低電圧で回路を動作させる必要がある。ところが、通常の生体電気インピーダンス測定装置300では、交流定電流源の正電源と負電源との間の電源電圧の低電圧化が出来ないという問題がある。以下、その理由について説明する。生体電気インピーダンス測定装置300では、演算増幅器52の出力電圧である電圧V32が演算増幅器52の非反転端子に印加した固定電圧を中心として変化することで、被検体に電流が流れる。よって、電源電圧を固定電圧RT3×I3以下まで低下させると、演算増幅器52の出力が飽和してしまう。その結果、正確な生体インピーダンスを測定することができなくなる。上述のように、家庭用の体重生体インピーダンス測定装置が被検体に流す電流としては、インピーダンスの線形性に対する影響が無い、周波数50kHz、振幅800μAの電流が用いられる例えば、特許文献5。図8は、通常の生体電気インピーダンス測定装置300において電極A1と電極A2との間の被検体に流れる振幅800μAの電流波形を示す波形図である。測定電流I3は、以下の式2で表される。図9は、通常の生体電気インピーダンス測定装置300において端子間インピーダンスRT3を2.5kΩとして振幅800μAの電流を流した場合の電圧波形を示す波形図である。電極A1の電圧をV31、電極A2の電圧をV32とすれば、電圧V31は演算増幅器52の非反転端子と仮想接地であるため、以下の式3で表される。電圧V32は、交流定電圧源の出力電圧V30と、抵抗R31と、端子間インピーダンスRT3から、以下の式4で表される。よって、式4で示すように、演算増幅器52の出力ダイナミックレンジは4Vp-p以上必要となり、電源電圧を4V以下とすることはできない。乾電池1本の電圧を1.5Vとすると、少なくとも3本の乾電池を直列接続して用いる必要がある。また、通常の生体電気インピーダンス測定装置300内の回路における電圧ドロップなどを考慮すると、確実に演算増幅器52の出力ダイナミックレンジ4Vp-pを確保しようとすると、4本以上の乾電池が必要となってしまう。本発明の一態様である交流定電流源は、反転入力が電気的に浮遊した測定対象物に接触する第1の電極と接続され、出力が前記測定対象物に接触する第2の電極と接続される演算増幅器と、出力が前記第1の電極と接続される交流定電圧源と、前記交流定電圧源からの出力電圧を分圧した電圧を、前記演算増幅器の非反転入力に出力する分圧回路と、を備えるものである。本発明の一態様である交流定電流源は、演算増幅器の出力の電圧振幅を抑制することができるので、電源電圧を低減することができる。本発明の一態様である生体電気インピーダンス測定装置は、電気的に浮遊した生体に接触する第1乃至第4の電極と、前記第1の電極と前記第2の電極との間の前記生体に電流を流す交流定電流源と、前記第3の電極と前記第4の電極との間の前記生体の電圧を測定する交流電圧計と、前記電流及び測定した前記電圧から、前記生体のインピーダンスを算出するインピーダンス算出部と、を備え、前記交流定電流源は、反転入力が前記第1の電極と接続され、出力が前記第2の電極と接続される演算増幅器と、出力が前記第1の電極と接続される交流定電圧源と、前記交流定電圧源からの出力電圧を分圧した電圧を、前記演算増幅器の非反転入力に出力する分圧回路と、を備えるものである。本発明の一態様である生体電気インピーダンス測定装置は、演算増幅器の出力の電圧振幅を抑制することができるので、電源電圧を低減することができる。本発明によれば、電気的に浮遊した測定対象物に電流を供給する際の交流定電流源の電圧振幅を抑制し、電源の低電圧化が可能な交流定電流源及び生体電気インピーダンス測定装置を提供することができる。以下、図面を参照して本発明の実施の形態について説明する。各図面においては、同一要素には同一の符号が付されており、必要に応じて重複説明は省略される。実施の形態1まず、本発明の実施の形態1にかかる生体電気インピーダンス測定装置100について説明する。図1は、実施の形態1にかかる生体電気インピーダンス測定装置100の構成を模式的に示す回路図である。図1に示すように、生体電気インピーダンス測定装置100は、電流供給用電極E1及びE2、電圧測定用電極E3及びE4、交流電圧計1、制御装置2、演算装置3、表示装置4、記憶装置5、入力装置6及び交流定電流源10を有する。生体電気インピーダンス測定装置の測定対象物は、生体である。なお、測定対象物である生体は、電気的に浮遊した状態である。つまり、生体電気インピーダンス測定装置は、電気的に浮遊した生体の生体電気インピーダンスを、四端子法を用いて測定する装置である。以下、生体の一例として、人体の生体電気インピーダンスを測定する場合について説明する。生体電気インピーダンス測定装置100は、電極電流供給用電極E1及びE2、電圧測定用電極E3及びE4と生体との接触抵抗のバラツキによる測定値への影響を除去するため、四端子法を採用している。例えば、被測定者の重量を測定する電子式体重計の載台に被測定者が載ったとき、両足の爪先部のそれぞれと接触するように、電流供給用電極E1及びE2が配置される。また、両足の踵部のそれぞれと接触するように、電圧測定用電極E3及びE4が配置される。制御装置2は、交流定電流源10を駆動し、電流供給用電極E1と電流供給用電極E2との間の被測定者に、測定電流I1を供給する。図1では、被測定者である生体の抵抗Rs、電流供給用電極E1の接触抵抗RE1及び電流供給用電極E2の接触抵抗RE2を、まとめて端子間インピーダンスRTと表示している。交流電圧計1は、制御装置2からの指令により、電圧測定用電極E3と電圧測定用電極E4との間の電圧を測定する。測定した電圧値の情報は、制御装置2に出力される。なお、交流電圧計1の測定端子間はハイインピーダンス状態であり、電流はほとんど流れない。すなわち電圧測定用電極E3と電圧測定用電極E4との間には、ほとんど電流が流れない。これにより、生体電気インピーダンスを正確に測定することが可能となる。制御装置2は、測定した電圧値の情報を、演算装置3に出力する。なお、測定に先立ち、記憶装置5には、入力装置6を介して入力される被測定者の身長、性別、体重などの身体的特徴を示すデータが記憶されている。入力装置6は、例えばキースイッチなどを用いることができる。演算装置3は、測定した電圧値、生体に流す電流値及び記憶装置5から読み出した身体的特徴を示すデータと、を用いて、体内脂肪量を算出する。そして、演算装置3は、算出した体内脂肪量の情報を、表示装置4に出力する。これにより、表示装置4は、例えばモニタ上に、被測定者が視認可能な状態で体内脂肪量を表示する。上述のように、制御装置2、演算装置3及び記憶装置5は、交流電圧計1の測定電圧、生体に流す電流値及び記憶装置5に記憶されている情報を用いて、生体電気インピーダンを協働して算出する。すなわち、制御装置2、演算装置3及び記憶装置5は、一体としてインピーダンス算出部7を構成する。交流定電流源10は、本実施の形態では、被測定者に対し、周波数50kHz、最大振幅1.0V-1.0~1.0V、電流値800μAの測定電流I1を出力する。以下、交流定電流源10の構成について説明する。交流定電流源10は、交流定電圧源11、演算増幅器12、分圧回路13及び抵抗R1を有する。交流定電圧源11は、所定の周波数50kHz及び振幅1.0Vを有する出力電圧V10を出力する。交流定電圧源11には、正電源から正電源電圧Vccが供給され、負電源から負電源電圧-Vccが供給されることにより、電源供給を受ける。また、出力電圧V10の基準電圧として、接地電圧電源から接地電圧が供給される。なお、本実施の形態では、Vcc=1.2Vであり、-Vcc=-1.2Vである。よって、出力電圧V10は、±1.0Vの範囲で変動する交流電圧である。抵抗R1は、交流定電圧源11と演算増幅器12の反転入力との間に接続される。また、演算増幅器12の反転入力は、電流供給用電極E1と接続される。以下、演算増幅器12の反転入力に現れる電圧を、電圧V11とする。演算増幅器12の出力は、電流供給用電極E2と接続される。演算増幅器12には、正電源から正電源電圧Vccが供給され、負電源から負電源電圧-Vccが供給される。よって、演算増幅器12の出力の電圧V12は、-Vcc~Vccの間で変動することができる。分圧回路13は、交流定電圧源11と接地電圧電源との間に接続され、出力電圧V10を分圧した電圧を演算増幅器12の非反転入力に出力する。分圧回路13は、抵抗R2及びR3を有する。抵抗R2及びR3は、交流定電圧源11と接地電圧電源との間に、この順で直列接続される。抵抗R2と抵抗R3との間の接続点は、演算増幅器12の非反転入力と接続される。続いて、生体電気インピーダンス測定装置100の動作について説明する。演算増幅器12の反転入力、すなわち電流供給用電極E1の電圧V11は、以下の式5で表される。なお、抵抗R2の抵抗値をRとし、抵抗R3の抵抗値をnRとする。また、演算増幅器12の出力、すなわち電流供給用電極E2の電圧V12は、以下の式6で表される。但し、式6において、RE1は電流供給用電極E1の接触抵抗を表し、RE2は電流供給用電極E2の接触抵抗を表す。また、端子間インピーダンスRTは、被測定者の抵抗Rs、電流供給用電極E1の接触抵抗RE1及び電流供給用電極E2の接触抵抗RE2の和を表す。ここで、端子間インピーダンスRTを2.5kΩとする。また、交流定電圧源11の出力電圧V10の中心値を0Vとすると、周波数は50kHz、振幅は1.0であるので、出力電圧V10は、以下の式7で表される。また、測定電流I1の電流振幅は800μA800×10-6Aであるので、抵抗R1の抵抗値は125Ωとなる。このとき、測定電流I1は、以下の式8で表される。式5に式7を代入し、以下の式9が得られる。式6に式8及び9を代入し、以下の式10が得られる。図2は、実施の形態1にかかる生体電気インピーダンス測定装置の抵抗R2及びR3の抵抗比と電圧V12の振幅との関係を示すグラフである。図2に示すように、抵抗R2と抵抗R3との抵抗比を調整することで、演算増幅器12の出力電圧である電圧V12のダイナミックレンジを調整することができる。図2に示すように、抵抗R2と抵抗R3との抵抗比を大きくすることにより、具体的には抵抗R3の抵抗値を抵抗R2の抵抗値よりも大きくすることにより、演算増幅器12の出力電圧である電圧V12のダイナミックレンジを小さくすることができる。電源として、電圧1.5Vの乾電池を2本直列に接続して使用する場合を想定する場合、内部回路により電圧ドロップを考慮すると、演算増幅器12のダイナミックレンジは2.4V以内に抑える必要がある。よって、n≧5とすることにより、電圧V12の電圧振幅を2.4Vp-p以内に収めることが可能となる。続いて、抵抗R2と抵抗R3との抵抗比として、R2:R3=1:91kΩ:9kΩ、すなわちn=9とした場合について説明する。この場合、式9及び10より、電圧V11及びV12は、それぞれ以下の式11及び12で表される。図3は、実施の形態1にかかる生体電気インピーダンス測定装置100においてR2:R3=1:9かつ端子間インピーダンスRTを2.5kΩとした場合の電圧V11及びV12の出力波形を示す波形図である。すなわち、図3は、上述の式11及び12をグラフ化したものである。本実施の形態にかかる測定電流I1式8と、通常の生体電気インピーダンス測定装置にかかる測定電流I3式2とは、被測定者に流す交流電流は同じあるため、同一の式で表わされる。ここで、本実施の形態にかかる電圧V11及びV12と、通常の生体電気インピーダンス測定装置300にかかる電圧V31及びV32と、の差異について検討する。本実施の形態は、交流電流出力用の演算増幅器12に差動で変化する信号を入力する。これにより、本実施の形態は、通常の生体電気インピーダンス測定装置と比べて、波形は相似しているものの、ダイナミックレンジを551.1/2.0程度に抑制することができる。よって、電流供給用電極E1と電流供給用電極E2との間の電圧を固定電圧RT×I1以下まで下げると、演算増幅器の出力が飽和してしまい、正確な生体電気インピーダンスの測定ができなくなる問題を回避することできる。すなわち、交流定電流源内において、交流電流出力用の演算増幅器の非反転入力へ抵抗分圧回路を介した交流定電圧信号を入力することで、電源電圧を通常の生体電気インピーダンス測定装置に対して55まで下げても、正確な生体インピーダンスの測定に必要な800uAの測定電流を確保することが可能となる。その結果、生体電気インピーダンス測定装置の駆動電圧を低電圧化することができる。換言すると、n=9の場合には、出力電圧ダイナミックレンジは4Vp-pから2.2Vp-pまで下げることができる。つまり、正電源電圧Vccと負電源電圧-Vccとの間の電源電圧も4VVcc=2.0V、-Vcc=-2.0Vから2.2VVcc=1.1V、-Vcc=-1.1Vに下げることが可能となる。電源電圧を下げることが可能となることにより、生体電気インピーダンス測定装置の電源として通常は乾電池が3~4本必要だったのに対し、生体電気インピーダンス測定装置100及び交流定電流源10を用いることにより、乾電池の個数を2個以下に抑制することが可能となる。上述のように、交流定電流源10は、電源電圧を下げることが可能である。従って、交流定電流源10を生体電気インピーダンス測定装置以外の装置やシステムに組み込むことは、低電圧化の観点から有利であることはいうまでもない。実施の形態2次に、本発明の実施の形態2にかかる生体電気インピーダンス測定装置200について説明する。図4は、実施の形態2にかかる生体電気インピーダンス測定装置200の構成を模式的に示す回路図である。生体電気インピーダンス測定装置200は、実施の形態1にかかる生体電気インピーダンス測定装置100の交流定電流源10を、交流定電流源20に置換した構成を有する。交流定電流源20は、交流定電流源10と同様に、交流定電圧源11、演算増幅器12、分圧回路13及び抵抗R1を有する。但し、交流定電流源20は、交流定電流源10と比べ、各要素の接続及び電源供給が異なる。交流定電圧源11は、所定の周波数50kHz及び振幅1.0Vを有する出力電圧V20を出力する。交流定電圧源11には、正電源電圧Vccを出力する第1の正電源と接地電圧電との間に接続されることにより、電源供給を受ける。また、出力電圧V20の基準電圧として、第2の正電源から電圧Vcc/2が供給される。なお、本実施の形態では、Vcc=2.4Vであり、Vcc/2=1.2Vである。よって、出力電圧V20は、1.2±1.0Vの範囲で変動する交流電圧である。演算増幅器12は、正電源電圧Vcc2.4Vを出力する正電源と接地電圧電源0Vとの間に接続されることで、電源供給を受ける。よって、演算増幅器12の出力の電圧V22は、0~2.4Vの間で変動することができる。分圧回路13は、交流定電圧源11と電圧Vcc/21.2Vを出力する第2の正電源との間に接続され、出力電圧V20と電圧Vcc/21.2Vとの間の電圧を分圧した電圧を演算増幅器12の非反転入力に出力する。すなわち、抵抗R3の一端は、電圧Vcc/21.2Vを出力する第2の正電源と接続される。交流定電流源20のその他の構成については、交流定電流源10と同様であるので、説明を省略する。続いて、生体電気インピーダンス測定装置200の動作について説明する。ここで、実施の形態1と同様に、端子間インピーダンスRTを2.5kΩとする。測定電流I2の電流振幅を800μAとする。このとき、測定電流I2は、上述の式8と同様に、以下の式13で表される。抵抗R2の抵抗値をRとし、抵抗R3の抵抗値をnRとすると、電圧V21及び電圧V22は、それぞれ式14及び15で表される。ここで、R2:R3=1:91kΩ:9kΩとすると、電圧V21及び電圧V22は、それぞれ式14及び15より、それぞれ式16及び17で表される。図5は、実施の形態2にかかる生体電気インピーダンス測定装置200においてR2:R3=1:9かつ端子間インピーダンスRTを2.5kΩとした場合の電圧V21及びV22の出力波形を示す波形図である。すなわち、図5は、上述の式16及び17をグラフ化したものである。本実施の形態では、式16及び17で示すように、交流定電流源20の出力電圧、すなわち電圧V21及びV22は0.1~2.3Vの間で変動する。つまり、電圧V21及びV22は、負の値を取ることがない。よって、生体電気インピーダンス測定装置200の交流定電流源20では、負電源電圧-Vccを用いる必要がない。よって、生体電気インピーダンス測定装置200及び交流定電流源20によれば、分圧回路13の抵抗の抵抗比を適切に設定することにより、交流定電流源において負電源回路を用いずに済む。これにより、生体電気インピーダンス測定装置を単一電源のみで動作させることが可能となる。よって、本実施の形態にかかる生体電気インピーダンス測定装置200及び交流定電流源20によれば、生体電気インピーダンス測定装置100と比べて、負電源回路を用いることなく、生体電気インピーダンスの測定が可能となる。よって、生体電気インピーダンス測定装置の構成を簡素化することができ、より低コストで生体電気インピーダンス測定装置を実現できる。上述のように、交流定電流源20は、電源電圧を下げることが可能である。従って、交流定電流源10と同様に、交流定電流源20を生体電気インピーダンス測定装置以外の装置やシステムに組み込むことは、低電圧化の観点から有利であることはいうまでもない。その他の実施の形態なお、本発明は上記実施の形態に限られたものではなく、趣旨を逸脱しない範囲で適宜変更することが可能である。例えば、上述の実施の形態においては、電源に用いる乾電池の数を減らすことが可能であるので、生体電気インピーダンス測定装置を小型することが可能である。例えば、手持ち式の体脂肪量計例えば、特許文献2などに生体電気インピーダンス測定装置が搭載される場合には、生体電気インピーダンス測定装置の小型化は製造コスト低減及び軽量化の観点から有利である。上述の実施の形態では、測定対象物として人体を例に説明したが、人体以外の動物を測定対象物とすることも可能である。また、電気的に浮遊しているのであれば、生体以外の測定対象物にも、上述の実施の形態にかかる交流定電流源及び生体電気インピーダンス測定装置を適用することも可能である。