生物信息测定装置以及使用该生物信息测定装置的生物信息测定方法

摘要

本发明的目的在于提供一种作为使用生物传感器测定生物信息的装置的，能够更适当地判定所安装的生物传感器是否能够使用的生物信息测定装置，以及由此抑制测定值的偏差。具体而言，本发明提供生物信息测定装置，包括：连接生物传感器的输入端子、对所述输入端子施加电压的电压施加单元、与所述输入端子连接的判定单元、与所述判定单元连接的控制单元、以及与所述控制单元连接的显示单元。所述控制单元使所述判定单元进行第一判定、第二判定、以及第三判定。

说明书

技术领域

本发明涉及生物信息测定装置以及使用该生物信息测定装置的生物信息 测定方法。所谓生物信息，是指生物试样的浓度等，例如血液中的血糖值等。

背景技术

以往的生物信息测定装置构成为，包括连接生物传感器的输入端子、对 该输入端子施加电压的电压施加单元、与所述输入端子连接的判定单元、与 该判定单元连接的控制单元、以及与该控制单元连接的显示单元(例如，下述 专利文献1)。

在使用上述以往的生物信息测定装置测定血液中的血糖值之前，1)将生 物传感器与生物信息测定装置的输入端子连接，2)经由输入端子从电压施加 单元对供给血液之前的生物传感器施加电压，3)进行生物传感器是否适当的 判定，然后进行血糖值的测定。

现有技术文献

专利文献

专利文献1：国际公开第03/044513号

发明内容

发明要解决的问题

上述以往的生物信息测定装置中，在进行了上述电压施加时过大的电流 流入生物传感器的情况下，对用户通知该生物传感器是判定为不可使用的生 物传感器。所谓不可使用的生物传感器，例如是长时间放置在湿气高的场所 的生物传感器。因此，根据上述以往的生物信息测定装置，不会使用这种长 时间放置在湿气高的场所的生物传感器进行血糖值的测定，进行适当的血糖 值的测定。

但是，根据以往的生物信息测定装置，即使使用判定为能够使用的生物 传感器测定血糖值，有时测定值中也会发生偏差。已经发现，该测定值的偏 差的产生理由之一是由附着于生物传感器的导电性物质引起的。因此，本发 明的目的在于提供一种作为使用生物传感器测定生物信息的装置，且能够更 适当地判定所安装的生物传感器是否能够使用的生物信息测定装置，以及由 此抑制测定值的偏差。

解决问题的方案

即，本发明之一涉及生物信息测定装置，该装置包括：输入端子，连接 生物传感器；电压施加单元，对所述输入端子施加电压；测定单元，测定基 于流入所述生物传感器的电流值的测定值；判定单元，与所述输入端子连接； 控制单元，与所述判定单元连接；以及显示单元，与所述控制单元连接。在 此，测定单元测定第一测定值和第二测定值，并且根据需要测定第三测定值。 所述控制单元使所述判定单元进行第一判定、第二判定、以及第三判定。

首先，所述电压施加单元经由所述输入端子对与所述输入端子连接的所 述生物传感器施加电压，测定单元测定基于流入所述生物传感器的电流值的 第一测定值和第二测定值。在第一判定中，将所测定的第一测定值或第二测 定值与第一阈值进行比较。

第二判定可以有两种方式。首先，作为第一种方式，说明在同一电压施 加中取得所述第一测定值和所述第二测定值的情况。在该情况下的第二判定 中，将所述第一测定值或第二测定值与第二阈值进行比较。

接着，作为第二判定的第二种方式，说明在各自不同的电压施加中分别 取得所述第一测定值和所述第二测定值的情况。将基于在第一电压施加中流 入所述生物传感器的电流值的测定值作为第一测定值，将基于在第二电压施 加中流入所述生物传感器的电流值的测定值作为第二测定值。在该情况下的 第二判定中，将所测定的所述第一测定值或第二测定值与第二阈值进行比较。

通常，第一测定值与第二测定值相同或者比第二测定值高(参照图6)， 因此对第一测定值和第二阈值进行比较即可。但是，在第一测定值小于第二 阈值的情况下，对第二测定值和第二阈值进行比较。

第三判定可以有三种方式。在第一测定值和第二测定值均小于第二阈值 的情况下可以不进行第三判定。

在第一种第三判定中，将所述第一测定值和所述第二测定值之间的差异 X与第三阈值进行比较。在第二种第三判定中，所述电压施加单元经由所述 输入端子对与所述输入端子连接的所述生物传感器进一步施加电压，测定单 元测定基于流入所述生物传感器的电流值的第三测定值。将所述第一测定值 和所述第三测定值之间的差异Y与第三阈值进行比较。在第三种第三判定中， 将所述第二测定值和所述第三测定值之间的差异Z与第三阈值进行比较。

并且，所述第一阈值大于所述第二阈值，并且所述第二阈值大于所述第 三阈值。

所谓“基于流入生物传感器的电流值的测定值”，可以是电流值本身，也 可以是用电流电压转换器对电流值进行转换而得到的电压值，还可以是用AD 转换器对其进行转换而得到的数字值。

测定单元也可以在不同时间测定多个第二测定值和多个第三测定值。在 测定了多个第二测定值或者第三测定值的情况下，可以将从中选择的一个测 定值用于各判定。例如，可以将第一测定值和多个第二测定值之间的多个差 异X中的最大差异与第三阈值进行比较。另外，可以将第一测定值和多个第 三测定值之间的多个差异Y中的最大差异与第三阈值进行比较，或者将第二 测定值和多个第三测定值之间的多个差异Z中的最大差异与第三阈值进行比 较。

从第一测定值的测定开始到第二测定值为止，可以连续进行电压施加(参 照实施方式1和2，电压A(图4)由一个脉冲构成)，或者也可以在用于测 定第一测定值的电压施加与用于测定第二测定值的电压施加之间，具有不施 加电压的间隔。同样，从第二测定值的测定开始到第三测定值为止，可以连 续进行电压施加(参照实施方式3，电压A(图4)由一个脉冲构成)，或者 也可以在用于测定第二测定值的电压施加与用于测定第三测定值的电压施加 之间，具有不施加电压的间隔。

本发明之二涉及使用上述的生物信息测定装置测定生物信息的方法。该 方法的第一方式包括：将所述生物传感器与所述输入端子连接的工序，所述 电压施加单元经由所述输入端子对所述生物传感器施加电压的工序，测定基 于流入所述生物传感器的电流值的第一测定值和第二测定值的工序，以及所 述控制单元使所述判定单元进行所述第一判定、所述第二判定、以及所述第 三判定的工序(实施方式1和2)。并且，所述第一阈值大于所述第二阈值， 并且所述第二阈值大于所述第三阈值。

另外，该方法的第二方式包括：将所述生物传感器与所述输入端子连接 的工序，所述电压施加单元经由所述输入端子对所述生物传感器施加电压的 工序，测定基于流入所述生物传感器的电流值的第一测定值、第二测定值、 和第三测定值的工序，以及所述控制单元使所述判定单元进行所述第一判定、 所述第二判定、以及所述第三判定的工序(实施方式3)。并且，所述第一阈 值大于所述第二阈值，并且所述第二阈值大于所述第三阈值。

发明的效果

对于在以往的生物信息测定装置中判定为能够使用、且测定值中会产生 偏差的生物传感器，本发明的生物试样测定装置能够判定为不可使用。因此， 根据本发明的生物试样测定装置，仅使用适当的生物传感器进行测定，因而 作为结果能够抑制测定值的偏差。

附图说明

图1是本发明一实施方式的生物试样测定装置的方框图。

图2A是本发明一实施方式的生物试样测定装置中使用的生物传感器的 俯视图。

图2B是本发明一实施方式的生物试样测定装置中使用的生物传感器的 侧剖面图。

图2C是本发明一实施方式的生物试样测定装置中使用的生物传感器的 分解立体图。

图3是表示本发明一实施方式的生物试样测定方法的流程的流程图。

图4是表示本发明一实施方式的生物试样测定装置对生物传感器施加的 电压的曲线图。

图5是表示对生物传感器施加了图4的曲线图所示的电压时的、流入生 物传感器的电流波形的曲线图(实施方式1)。

图6是放大了图5的曲线图中由虚线包围的区域而得到的曲线图。

图7是表示对生物传感器施加了图4的曲线图所示的电压时的、流入生 物传感器的电流波形的曲线图(实施方式2)。

图8是放大了图7的曲线图中由虚线包围的区域而得到的曲线图。

符号说明

1 主体外壳

2 生物传感器

3 插入口

4 输入端子

5 电压施加单元

6 电流电压转换单元

7 控制单元

8 AD转换单元

9 判定单元

10 显示单元

11 电源单元

12 基板

13 对电极

14 作用电极

15 试剂

16 间隔件

17 外盖

18 槽

19 空气孔

20 测定单元

具体实施方式

[生物试样测定装置]

本发明的生物试样测定装置在测定生物信息之前(供给生物试样之前)， 进行对生物传感器的第一判定、第二判定、以及第三判定。由此，将不适合 进行生物信息测定的生物传感器判定为不可使用，对用户提供更为适当的测 定结果。

通过第一判定，能够将过于劣化的生物传感器判定为不可使用。例如， 通过第一判定将长时间放置在湿气高的场所的生物传感器判定为不可使用。 第一判定将基于流入生物传感器的电流的测定值与第一阈值进行比较，第一 阈值大于或等于第二阈值。

通过第二判定，判定第一判定中未判定为不可使用的生物传感器的劣化 状态是否是能够用于生物信息测定的程度。对判定为无法用于生物信息测定 的生物传感器进行第三判定。也可以是，被判定为能够用于生物信息测定的 生物传感器通过第二判定被判定为能够使用，从而开始生物信息测定流程。 第二判定将基于流入生物传感器的电流的测定值与第二阈值进行比较，第二 阈值大于第三阈值，但小于第一阈值。

对于通过第二判定被判定为无法用于生物信息测定的生物传感器，判定 (第三判定)基于流入该生物传感器的电流的测定值随着时间经过是变小还 是不发生变化。被判定为基于流入生物传感器的电流的测定值不发生变化的 生物传感器，通过第三判定被判定为不可使用。第三判定根据基于流入生物 传感器的电流的多个测定值的差异，与第三阈值进行比较，第三阈值小于第 二阈值。

使用图1对本发明的生物信息测定装置的一实施方式进行说明。图1是 生物信息测定装置的方框图。在生物信息测定装置的主体外壳1的一端，设 置用于插入生物传感器2的插入口3。在插入口3设置输入端子4，输入端子 4构成为与所安装的生物传感器2的端子连接。输入端子4优选为两个以上 的端子，构成为分别与生物传感器2的对电极和作用电极连接(参照图2C)。

能够对输入端子4施加电压的电压施加单元5和电流电压转换单元6与 输入端子4连接。电压施加单元5基于控制单元7的控制，对输入端子4施 加电压(参照图4的电压A)。对输入端子4施加电压后，电流流入生物传感 器2。电流电压转换单元6将流入生物传感器2的电流转换为电压，AD转换 单元8对转换后的电压进行数字转换。测定单元20测定进行数字转换后的电 压。判定单元9构成为，对进行数字转换后的电压与后述的各阈值(第一阈 值、第二阈值、第三阈值)进行比较。

如图4所示，电压A仅由一个脉冲构成，在施加电压A的期间内，测定 第一测定值与第二测定值。与此相对，也可以用多个脉冲构成电压A。例如， 可以在施加第一次脉冲时测定第一测定值，在施加第二次脉冲时测定第二测 定值，并且在施加第三次脉冲时测定第三测定值。换言之，也可以在用于得 到第一测定值的电压施加与用于得到第二测定值的电压施加之间，有不施加 电压的间隔；也可以在用于得到第二测定值的电压施加与用于得到第三测定 值的电压施加之间，有不施加电压的间隔。

另外，也可以测定多个第二测定值；即，也可以在不同时间多次测定第 二测定值。

另外，在与控制单元7连接的显示单元10显示由上述生物传感器2检测 出的血糖值、或上述判定单元9的判定结果。电源单元11对上述各单元供应 电力。

[生物传感器]

图2A～2C是本发明的生物信息测定装置所使用的生物传感器2的俯视 图(图2A)、侧剖面图(图2B)、以及分解立体图(图2C)。如图2A～2C 所示，生物传感器2可以是将基板12、间隔件16、以及外盖17层叠并一体 化而得到的板状部材。

如图2A～2C所示，在基板12上，设置有电极单元中包含的对电极13 和作用电极14。另外，基板12与间隔件16和外盖17相比，在长度方向上 较长。因此，设置于基板12的对电极13与作用电极14的一部分(分别是图 2A中的X部和Y部)露出。

在生物试样测定装置中安装了生物传感器2时，图2A中的X部和Y部 构成为与配置于生物试样测定装置的输入端子4连接。通过该连接，生物传 感器2与生物试样测定装置的电路能够进行电连接。

在基板12配置试剂15，试剂15跨越配置在对电极13与作用电极14上。 试剂15含有氧化还原酶(例如葡萄糖氧化酶和葡萄糖脱氢酶)、电子受体(例 如铁氰化物)等。氧化还原酶的量对于每个传感器或者每次测定，例如为 0.01U～100U，优选为0.05U～10U，更优选为0.1U～5U。另外，电子受体的 量对于每个传感器或者每次测定，为0.1mM～1000mM，更优选为1mM～ 500mM，更优选为10mM～200mM。

在图2A(生物传感器2的俯视图)中，槽18内明示了作用电极14，但 实际上由于作用电极14的上表面由试剂15覆盖，所以从上方往往无法看到。

在间隔件16形成有槽18。并且，通过槽18、基板12、以及外盖17，形 成作为血液(液态的生物试样)的供给路径的毛细管。外盖17层叠于间隔件 16，覆盖间隔件16的槽18。在外盖17形成有空气孔19，空气孔19与槽18 连通。空气孔19只要配置在比生物传感器2中的试样15的载置位置靠里即 可。空气孔19通过毛细管现象容易使点滴于毛细管的前端侧(在图2中是左 侧)的血液(液态的生物试样)等顺畅地浸入到试剂15。

点滴于生物传感器2的血液(液态的生物试样)通过毛细管现象浸入到 构成毛细管的槽18内，并到达试剂15，使试剂15溶解。这样，试剂15的 成分与血液中的葡萄糖之间能够产生反应。在本实施方式的生物信息测定装 置中，基于该反应求出血糖值等。

[测定流程]

在使用前的状态下，图2A～2C所示的生物传感器2保管于干燥容器内 (未图示)。每次测定血糖值时，从干燥容器中一个一个地取出生物传感器2。 在供给作为生物试样的使用者的血液之前，将取出的生物传感器2从其一端 侧(图2A中的X部和Y部侧)插入到插入口3，从而安装于生物试样测定 装置(参照图1)。所安装的生物传感器2的对电极13和作用电极14分别与 生物试样测定装置的输入端子4电连接(参照图1)。

以下，关于包含所安装的生物传感器的判定的、生物信息的测定流程， 说明两个实施方式。

[实施方式1]

图3表示从生物传感器2与输入端子4电连接起，到开始进行血糖值测 定的流程。对与输入端子4电连接的生物传感器2的对电极13和作用电极 14之间，控制单元7借助于电压施加单元5和输入端子4施加电压(图3的 S1)。施加电压后，在生物传感器2的对电极13与作用电极14之间流入电流。 该电流由电流电压转换单元6转换为电压，由AD转换单元8转换为数字值 (参照图1)。

也可以将流入生物传感器的电流值自身作为各种测定值(第一测定值和 第二测定值)，与后述的各种阈值进行比较，但优选将对电流值进行转换后的 值作为各种测定值(第一测定值和第二测定值)，与后述的各种阈值进行比较。 通常，求出各种测定值后，进行后述的第一～第三判定。在图3的S1中，每 个200毫秒(msec)测定第一测定值和第二测定值。

图3的S1中施加的电压A的大小和施加时间在图4中示出。施加的电 压A的大小例如为0.05V～1V，优选为0.1V～0.8V，更优选为0.2V～0.5V 的范围。若电压A的施加时间为一定时间以上，则容易进行判定。施加时间 例如只要为100msec以上即可，可以为约200msec。如前所述，图3的S1中 施加的电压A无须由一个脉冲构成，可以由多个脉冲构成。

图5中，示出生物传感器2A～2C的对电极13与作用电极14之间流入 的电流值(Y轴)与经过时间(X轴)的关系(省略生物传感器2D的结果)。 图6是放大了图5中的虚线区域而得到的，示出生物传感器2A～2D的对电 极13与作用电极14之间流入的电流值(Y轴)与经过时间(X轴)的关系。

在施加了电压A(参照图4)时，即时间t1(参照图6)，生物传感器2A～ 2D的对电极13与作用电极14之间流入的电流如图5的虚线区域和图6所示 (参照点a1、点b1、点c1、点d1)。可知在生物传感器2A的对电极13与作 用电极14之间，几乎无电流流入(参照点a1)。施加了电压A时，由于未对 生物传感器2供给生物试样，因而原本在对电极13与作用电极14之间几乎 不流入电流。由此可知，生物传感器2A是正常的生物传感器。

另一方面，如图6所示可知，生物传感器2B～2D中，在施加了电压A 时流入电流(参照点b1、点c1、点d1)。本发明判断这些生物传感器是否可 以使用。

点b1表示例如在生物传感器2B的对电极13或作用电极14上附着了导 电粉，因此流入少许电流的状态。导电粉可以是使对电极13和作用电极14 与输入端子4接触时产生的导电粉。

点c1表示例如将生物传感器2C从干燥容器中取出后放置了一会儿，因 此试剂15吸附湿气，而呈现导电性的状态。

点d1表示从干燥容器中取出的生物传感器2D的试剂15上例如附着了 水滴，从而试剂15呈现较大的导电性的状态。

如上所述，流过生物传感器2的电流(点a1～ad)由电流电压转换单元 6转换为电压，由AD转换单元8转换为数字值，成为第一测定值(参照图1)。 判定单元9将得到的第一测定值与第一阈值进行比较，以进行第一判定(图 3的S2)。例如，判定所得到的转换值与作为第一阈值的150mV相比是相同 还是较大。作为第一阈值的150mV相当于电流值5μA。

通过第一判定，判定为从点d1的电流得到的转换值(第一测定值)大于 第一阈值。因此，将流入图6中的点d1的电流的生物传感器2D判定为不可 使用，通过控制单元7在显示单元10上显示不可使用(错误显示)(图3的 S3)。当在S3中进行了错误显示的情况下，使用者从输入端子4中拔取生物 传感器2D，将新的另一个生物传感器2再次连接于输入端子4。

另一方面，从点a1～点c1的电流值得到的转换值(第一测定值)被判 定为小于第一阈值。因此，判定单元9接着将从点a1～点c1的电流得到的转 换值(第一测定值)与第二阈值进行比较，以对生物传感器2A～2C进行第 二判定(图3的S4)。判定所得到的转换值(第一测定值)与作为第二阈值 的10mV相比是相同还是较大。作为第二阈值的10mV相当于电流值0.3μA。

通过第二判定，判定为从点a1的电流得到的转换值(第一测定值)小于 第二阈值。在此情况下，判定为适当的生物传感器安装于生物试样测定装置， 生物传感器等待生物试样的点滴(图3的S7)。通过第二判定，判定为从点 b1和点c1的电流得到的转换值(第一测定值)大于第二阈值。

对进一步施加了一定时间的电压后的生物传感器2A～2C中流入的电流 值也进行测定。生物传感器2A～2C中，对通过第二判定被判定为第一测定 值大于第二阈值的生物传感器2B和2C按照如下所述进行第三判定。

生物传感器2B中，在时间t2流入点b2的电流。生物传感器2C中，在 时间t2流入点c2的电流。

判定单元9对于生物传感器2B，将从点b1的电流得到的转换值(第一 测定值)和从点b2的电流得到的转换值(第二测定值)之间的差异X(b1-b2) 与第三阈值进行比较，以进行第三判定(图3的S5)。例如，判定差异X(b1-b2) 是否小于第三阈值。第三阈值通常设定为10mV以下，可以为约2mV。作为 第三阈值的2mV相当于电流0.07μA。同样，判定单元9对于生物传感器2C， 将从点c1得到的转换值(第一测定值)和从点c2得到的转换值(第二测定 值)之间的差异X(c1-c2)与第三阈值进行比较，以进行第三判定(图8的S5)。

在不同时间测定了多个第二测定值的情况下，在第三判定中，将第一测 定值和多个第二测定值之间的差异X中的最大差异与第三阈值进行比较即 可。

在所得到的差异小于第三阈值的情况下，控制单元7在显示单元10显示 不可使用生物传感器2(图3的S6)。

对于生物传感器2C而言，与第一测定值(从点c1的电流得到的转换值) 相比，第二测定值(从点c2的电流得到的转换值)减少。即，差异(c1-c2)较 大。这种与第一测定值相比第二测定值减少的现象例如是在试剂15吸附了少 许湿气时，产生的噪声成分通过电压施加而被消耗所产生的现象。因此，即 使使用生物传感器2C测定生物信息(血糖值)，也不会产生较大的噪声成分， 可得到正确的测定值。生物传感器2C被判定为可以使用。

另一方面，对于生物传感器2B而言，与第一测定值(点b1)相比，第 二测定值(点b2)大致恒定，不发生变化。这种第一测定值(点b1)与第二 测定值(点b2)恒定的现象如上所述，是连接于输入端子4的对电极13或 者作用电极14上附着了导电粉，流入少许电流而产生的现象。附着了导电粉 的传感器与吸附了湿气的传感器不同，电流值不会由于电压施加而被消耗， 因此若使用生物传感器2B测定生物信息(血糖值)，则会在本来的测定值上 增加噪声成分，无法得到正确的测定值。因此，生物传感器2B被判定为不可 使用。

这样，在实施方式1的生物信息测定装置中，生物传感器2A与生物传 感器2C作为适当的生物传感器2成为点滴待机状态(图3的S7)。

在成为点滴待机状态的情况下，对生物传感器2的流路点滴血液(参照 图2A～图2C)。所点滴的血液通过毛细管现象浸入流路，将试剂15溶解。 并且，在血液溶解了试剂15之后，将血糖值测定用电压B(参照图4)施加 到对电极13与作用电极14之间(图3的S8)。图4的电压B表示在对电极 13与作用电极14之间施加的血糖值测定用电压。电压B为0.05V～1V，优 选为0.1V～0.8V，更优选为0.2V～0.5V。

与血液中包含的血糖值相对应的电流流入对电极13与作用电极14之间， 由控制单元7基于该电流值测定血糖值，测定的血糖值显示在显示单元10。

图5的点线区域表示施加了图4中的电压B时流入生物传感器2A～2C 的电流波形。如图5的点线区域所示可知，生物传感器2A与生物传感器2C 的电流波形几乎完全一致，与此相对，生物传感器2B的电流波形与生物传感 器2A、生物传感器2C的电流波形相比发生偏离。即，生物传感器2B的电 流波形表示了比生物传感器2A和生物传感器2C的电流波形高的电流值。

这样，使用了生物传感器2B的测定是可靠性较低的测定。与此相对， 可知生物传感器2C虽然在初始状态下发现了不必要的电流(参照点c1)，但 是能够进行可靠性较高的测定。

这样，根据本发明，能够仅选择适当的生物传感器2来测定生物信息， 因而提供可靠性较高的测定方法。

[实施方式2]

在实施方式1中，判定单元9将从点a1～点c1的电流得到的转换值(第 一测定值)与第二阈值进行比较，以对生物传感器2A～2C进行第二判定(图 3的S4)。在实施方式2中，将从点a2～点c2的电流值得到的转换值(第二 测定值)与第二阈值进行比较，以进行第二判定。并且，在实施方式2中， 在第二判定中判定为第二测定值与第二阈值相比较大或相等的生物传感器也 接受第三判定。其他地方与实施方式1同样。

[实施方式3]

在实施方式1和2中，测定单元求出了两个测定值(第一测定值和第二 测定值)，而在实施方式3中，测定单元求出三个测定值(第一测定值、第二 测定值、第三测定值)。图7示出生物传感器2A～2C的对电极13与作用电 极14之间流入的电流值(Y轴)与经过时间(X轴)的关系(省略生物传感 器2D的结果)。图8是放大了图7中的虚线区域而得到的，示出生物传感器 2A～2D的对电极13与作用电极14之间流入的电流值(Y轴)与经过时间(X 轴)的关系。与实施方式1相同的结构有时在实施方式3的说明中省略记载。

通常，与实施方式1同样，求出各种测定值(第一测定值、第二测定值、 以及第三测定值)后，进行后述的第一～第三判定。另外，与实施方式1同 样，电压A(参照图4)可以由一个脉冲构成，也可以由多个脉冲构成。另 外，对于第二测定值或第三测定值，也可以在不同时间测定多次。

与实施方式1同样，对于生物传感器2A～2D，求出第一测定值。具体 而言，求出点a1～点d1的电流值的转换值。对于求出的转换值(第一测定值)， 与第一阈值进行比较，以进行第一判定(图3的S2)。作为第一判定的结果， 将流入了点d1的电流的生物传感器2D判定为不可使用。

接着，对于生物传感器2A～2C，进行第二判定(图3的S4)。继续施加 图4中的电压A，在经过一定时间之后，测定流入生物传感器2A～2C的电 流(参照点a2、点b2、点b3)。电压A可以由一个脉冲构成，也可以由多个 脉冲构成。求出所测定的电流值的转换值，作为第二测定值。将第二测定值 与第二阈值进行比较，以进行第二判定(图3的S4)。作为第二判定的结果， 流入了点a2的电流的生物传感器2A作为能够使用的生物传感器，成为点滴 待机状态(图3的S7)。

另一方面，作为第二判定的结果，从点b2和点c2的电流得到的转换值 (第二测定值)与第二阈值相比较大或者相等，因而生物传感器2B和生物传 感器2C接受第三判定(图3的S5)。在第三判定中，进一步继续施加图4中 的电压A，在经过一定时间之后，测定流入生物传感器2B和2C的电流(点 b3和点c3)。电压A可以由一个脉冲构成，也可以由多个脉冲构成。求出所 测定的电流值的转换值，作为第三测定值。

接着，求出“第一测定值和第三测定值之间的差异Y”或者“第二测定值和 第三测定值之间的差异Z”。生物传感器2B的差异Y是指(点b1的电流的转 换值-点b3的电流的转换值)。生物传感器2B的差异Z是指(点b2的电流 的转换值-点b3的电流的转换值)。

在在不同时间测定了多个第三测定值的情况下，求出第一测定值和多个 第三测定值之间的差异Y中的最大差异，求出第二测定值和多个第三测定值 之间的差异Z中的最大差异。

并且，将差异Y或差异Z与第三阈值进行比较，以进行第三判定。作为 第三判定的结果，电流值几乎不发生变化的生物传感器B的差异Y或者差异 Z小于第三阈值，因此控制单元7在显示单元10将生物传感器2B显示为不 可使用(图3的S6)。

另一方面，作为第三判定的结果，电流值经时减少的生物传感器2C的 差异Y或者差异Z大于第三阈值，因此生物传感器2C作为能够使用的生物 传感器，成为点滴待机状态(图3的S7)。

这样，对于成为点滴待机状态的生物传感器2A和2C，与实施方式1同 样，点滴血液并进行血糖值测定(图3的S8)。具体而言，将图4的电压B 施加于生物传感器，测定流入对电极13与作用电极14之间的电流，由控制 单元7基于该电流值测定血糖值，测定出的血糖值显示在显示单元10。

与实施方式1同样，可知使用生物传感器2B的测定是可靠性较低的测 定，使用生物传感器2A和2C的测定是可靠性较高的测定(参照图7的点线 区域)。这样，根据本发明，能够仅选择适当的生物传感器2来测定生物信息， 因而提供可靠性较高的测定方法。

工业实用性

根据本发明，能够进行仅使用适当的生物传感器的测定，因而能够抑制 测定值的偏差。因此，例如，可期待作为检测血糖值等生物信息的生物信息 检测装置使用。