生体の所定の部位に装着された電極を用いて心電図の導出あるいは電気刺激を生体に加える生体用電極であって、正極用電極と負極用電極とで寸法、形状あるいは配置が異なることを特徴とする生体用電極。正極用電極と負極用電極が絶縁性物質の異なる位置に配置され、正極用電極の電気化学的実効面積が負極用の電極の電気化学的実効面積より大きいことを特徴とする請求項1の生体用電極。正極用電極と負極用電極が円柱状あるいは円錐状の絶縁性物質の異なる位置に配置され、生体の所定の刺激部位を刺激する際に、正極用電極と生体までの距離と、負極用電極と生体までの距離とが異なり、かつ、正極から負極に流れる刺激電流は円柱状あるいは円錐状の絶縁性物質の中心軸に対して斜めに流れる刺激電流を含むことを特徴とする生体用電極。正極用電極と負極用電極が絶縁性物質の異なる位置に配置され、これらの電極の形状が円筒の軸を含む面で分割された形状で、この半円筒の一方を左に凸トツに、もう一方の半円筒を右に凸トツになるように絶縁物に配置したことを特徴とする請求項1から請求項3の生体用電極。請求項1から請求項4の生体用電極を用いて、心内膜あるいは心外膜に電気刺激を加える方法。ペースメーカの刺激エネルギの低減を検討する際には、刺激のための1パルスあたりのエネルギWおよび刺激電流Iの密度σおよび刺激電流密度分布電流の流れ方を検討する必要がある。第一にWは、加えた刺激電圧Vと、それによって生体に流れた刺激電流Iおよび刺激電流Iのパルス幅Tに比例する。また、このときの電極インピーダンスをZと仮定すると、Wは、I2×Z×Tに比例するともいえる。第二に、生体に有効な刺激が加えられるか否かは、正確にいえば、刺激電流Iの大きさではなく、刺激電流Iの密度、つまり刺激電流密度σの大きさで決まる。以上を考慮したうえで、本発明では可能な限り刺激エネルギを低減するために刺激電流密度σおよび刺激電流密度分布刺激電流の流れ方を変えた生体用電極を提供することを目的とする。本発明の請求項1に記載の生体用電極は、生体の所定の部位に装着された電極を用いて心電図の導出あるいは電気刺激を生体に加える生体用電極であって、正極用電極と負極用電極とで、寸法、形状あるいは配置が異なることを特徴とする生体用電極である。また、本発明の請求項2に記載の生体用電極は、正極用電極と負極用電極が絶縁性物質の異なる位置に配置され、正極用電極の電気化学的実効面積が負極用電極の電気化学的実効面積より大きいことを特徴とする請求項1の生体用電極である。本発明の請求項3に記載の生体用電極は、正極用電極と負極用電極が円柱状あるいは円錐状の絶縁性物質の異なる位置に配置され、生体の所定の刺激部位を刺激する際に、正極用電極と生体までの距離と、負極用電極と生体までの距離とが異なり、かつ、正極から負極に流れる刺激電流は円柱状あるいは円錐状の絶縁性物質の中心軸に対して斜めに流れる刺激電流を含むことを特徴とする生体用電極である。さらに、本発明の請求項4に記載の生体用電極は、正極用電極と負極用電極が絶縁性物質の異なる位置に配置され、これらの電極の形状が円筒の軸を含む面で分割された形状で、この半円筒の一方を左あるいは上に凸トツに、もう一方の半円筒を右あるいは下に凸トツになるように絶縁物に配置したことを特徴とする請求項1から請求項3の生体用電極である。本発明の生体用電極は、この目的を達成するために、請求項1により、生体の所定の部位に装着された電極を用いて心電図の導出あるいは電気刺激を生体に加える生体用電極であって、正極用電極と負極用電極の寸法、形状あるいは配置が異なることを特徴とする。生体心筋における刺激は主に負極で行われると考えられ、少なくともひとつの細胞で刺激閾値を越えて有効な刺激が得られれば、ペースメーカのペーシングは可能とされる。刺激閾値は通常、刺激電圧の大きさで表わすが、実際は、刺激電流の密度で決まる。生体刺激においては刺激電流密度分布、つまり刺激電流の流れ方も重要と考えられている。正極用電極と負極用電極の寸法、形状あるいは配置を変えることによって、刺激電流の密度分布刺激電流の流れ方を変えることができる。生体の電気伝導率は、刺激電流の流れ方に影響を与える。例えば、電極が心房筋に装着された場合に心房筋のみならず横隔神経まで刺激が加わり、トイッチングという悪影響が生じる場合がある。この原因は、心房筋の奥に横隔神経があり、心房筋の厚さが薄いこと、および神経の電気伝導率が比較的良いためである。これらの電気伝導率は、血液が最も良く、神経、心筋の順である。ペースメーカにおけるペーシング法は、一般に単極刺激法ユニポーラ刺激法あるいは双極刺激法バイポーラ刺激法が用いられる。単極刺激法における正極および負極はそれぞれ、ペースメーカ本体、ペーシングリード先端に配置されたリード電極である。一方双極刺激法おける正極および負極はそれぞれ、ペーシングリードの近位電極、遠位電極である。本発明では、主に双極刺激法のための双極用ペーシングリードの電極に関する。ただし本発明は、単極刺激法に用いる、ペーシングリード先端に配置された単極リードであっても有効である。双極刺激法を用いたペースメーカの刺激部位は、心房あるいは心室である。心房を刺激するための双極刺激用電極の形状は、一般にリング電極である図1。つまり、絶縁性円柱の両端に導電性の円筒形状の電極リング電極が配置される。これらのリング電極の一方が正極で、もう一方が負極になり、通常、少なくともどちらかの電極が心房筋に接するように配置される。一般にはリング電極の正極あるいは負極が心房筋に接していると考えられ、心房筋に接していない残りの部分は心房内の血液中にある。この場合の刺激電流は、正極から負極に流れるが、刺激電流は最短距離を流れようとして、リング電極の正極の円周上から負極の円周上に一様に図2に示すように流れると考えられる。定電圧法におけるペースメーカの設定は主に、▲1▼パルス幅T、▲2▼刺激電圧Vペーシング電圧および▲3▼刺激周波数f繰り返し周波数、である。パルス幅の大きさは一般に、100μs~1msの間で設定される。刺激電圧は、刺激電圧を次第に大きくしていって有効な刺激が得られる刺激閾値より少し大きい値に設定される。ペースメーカの一般的な仕様は1V~20Vであるが、通常は1V~5Vの間で設定される。刺激周波数BasicRateは、通常、健常者の心拍数と同様の60bpm~70bpmの間で設定される。ペースメーカの場合、心筋生体に流れる電流の大きさは、一般に1mA~20mAの間と考えられるが、通常は数mAと考えられる。ただし、同じ数mAの電流でも、電極の形状、寸法、電極装着部位あるいは心筋と電極の接触状態によって刺激電流密度σは変わる。したがって、これらの条件が良ければ刺激電圧刺激電流を低減でき、ひとつの心筋細胞生体細胞に有効な刺激を加えるための1パルスあたりの刺激エネルギWを低減できると考えられる。請求項1、2、3及び4に記載の発明において、生体の所定の部位に装着された電極を用いて心電図の導出あるいは生体刺激ができる。またこれらの電極を用いて生体心筋等を刺激すると刺激閾値電圧、電流あるいはパルス幅を小さくすることができ、ひいては1パルスあたりの刺激エネルギWの低減ができる。この刺激エネルギの低減は、生体刺激による悪影響心不全発生などの抑制およびペースメーカ等の電池寿命を延ばす、等の効果をもたらす。請求項5は、請求項1から請求項4の生体用電極を用いて、心内膜あるいは心外膜に電気刺激を加える方法である。以下、図面を参照して本発明の生体用電極の実施例について説明する。図1は、本発明の生体用電極の一実施例の構成を示す図で、ペースメーカ本体1に接続された双極性のペーシングリード電極5および7をそれぞれ、右心房4および右心室6に装着して電気刺激を加えてペーシングいる状況を示す。図3Aは、本発明の双極性対角ハーフリング型リード電極10を示す。図3Bおよび3Cはいずれも、双極性タインド対角ハーフリング型リード電極11、12を示し、図3Bは先端電極が球状、図3Cが先端電極が円錐状である。双極性対角ハーフリング型リード電極10の一般的装着部位は右心房4である。一方、双極性タインド対角ハーフリング型リード電極11、12の一般的装着部位は右心室6である。なお、これらの電極は、一般的には上側が正極、下側が負極になる。双極性対角ハーフリング型リード電極10は、絶縁性物質の円柱13の両端に導電性物質の半円筒状の電極14および電極15が正極および負極として配置され、これらの電極14および電極15は絶縁性物質の円柱13の重心に対して点対称の位置に配置されている。双極性タインド対角ハーフリング型リード電極11、12の正極側には導電性物質の半円筒状の電極14が心室用ペーシングリード11に配置され、負極側には絶縁性物質15、16に導電性物質の半球状電極17あるいは半円錐状電極18が配置される。ペースメーカ本体1には、ペーシングリード接続用のコネクタがあり、図1のデュアルチャンバー型ペースメーカの場合は、心房用コネクタ8および心室用コネクタ9がある。一方シングルチャンバー型ペースメーカの場合は、図示しないが、ペーシングリード接続用コネクタはひとつしかない。心房電極および心室電極の正極、負極間には、一般にパルス電圧が加えられる。ペースメーカ用プログラマを用いてパルス幅、パルス電圧およびパルスの周波数繰り返し周波数が設定され、一般的にパルス幅、パルス電圧およびパルスの周波数はそれぞれ、100μs~1ms、1V~20V、60ppm~70ppmの間で設定される。また、このときに生体心房筋、心室筋等に流れる刺激電流の大きさは、1mA~20mAと考えられる。また、刺激電流密度は、刺激部位あるいは電極装着状態により異なるが、20μA/mm2~1000μA/mm2と推定される。本発明の双極性対角ハーフリング型リード電極10における刺激電流の流れ方19を図4Aに示す。刺激電流19は正極20から負極21に向かって流れる。この正極20および負極21が絶縁性物質10の重心に対して点対称の位置に配置されているため、刺激電流は絶縁性物質13の軸22に対して斜めに流れる。この刺激電流の流れ方19は、図2に示す従来の双極性リング型リード電極23の刺激電流の流れ方24とは異なる。この結果、下側の負極21に接している生体心筋等には大きな刺激電流が流れる。生体と接している面積が小さいこともあり、刺激電流密度σも大きい。さらに詳しく説明する。従来の双極性リング型リード電極23が右心房4に装着された状態における刺激電流の流れ方24を図2を用いて説明する。双極性リング型リード電極23は、絶縁性円柱5両端に導電性リング型電極が正極25、負極26用として配置される。正極25と負極26は絶縁性円柱5の重心に対して点対称の位置にある。このため、刺激電流は基本的に正極25から最短距離を通って負極26向かって流れる。また刺激電流は正極25および負極26のリング型電極の円周上に一様に、均一に流れると考えられる。したがって、有効な刺激は生体心筋等に流れる刺激電流によって得られるのみで、血液側に流れる刺激電流は無効になる。また、対角ハーフリング型電極の面積は、リング型電極の面積の半分のため、等しい刺激電流を加えた場合、対角ハーフリング型とリング型電極の刺激電流密度の比は2対1と考えられ、対角ハーフリング型電極が有効な刺激を得られやすい。このためリング型電極より小さな刺激閾値電圧、電流、パルス幅となり、つまり、小さな刺激エネルギで有効な刺激が得られることも考えられる。本発明の双極性タインドリード型電極11遠位電極17が球状における刺激電流の流れ方27を図4Bに示す。刺激電流27は正極14から負極17に向かって流れる。この正極14および負極17がペーシングリード3の重心に対してほぼ点対称の位置に配置されているため、刺激電流はペーシングリード3の軸に対して斜めに流れる。この結果、下側の負極17に接している生体心筋等には大きな刺激電流が流れる。生体と接している面積が小さいこともあり、刺激電流密度も大きい。本発明の双極性タインドリード型電極12遠位電極18が円錐状における刺激電流の流れ方28を図4Cに示す。刺激電流28は、図4Cの正極14から負極18に向かって流れる。この正極14および負極18がペーシングリード3の重心に対してほぼ点対称の位置に配置されているため、刺激電流はペーシングリード3の軸に対して斜めに流れる。この結果、下側の負極18に接している生体心筋等には大きな刺激電流が流れる。生体と接している面積が小さいこともあり、刺激電流密度も大きい。なお、球状電極17あるいは円錐状電極18は、右心室に接するあるいは心筋内にねじ込むように配置される。いずれにしても、正極から負極に向かって一様均一に刺激電流が流れる。対角ハーフ型リード電極11、12の電気化学的実効電極面積は、リング型リード電極23の電極面積より小さくなる。この結果、双極性ハーフリング型電極14、半球状電極17あるいは円錐状電極18を用いた場合の刺激電流密度は、リング型電極を用いた場合より刺激電流密度は大きくなるため、刺激閾値は小さくなり、つまり1パルスあたりの刺激エネルギが小さくできる可能性がある。対角ハーフリング型リード電極、リング型リード電極、タインド型リード電極のいずれにおいても、電極は絶縁性物質の表面より少しだけ盛り上がった状態で配置されるほうが、生体心筋等との接触状態が良好になる。この結果、電極表面から放出される刺激電流の殆どが生体心筋等に流れることになり、生体以外血液等に流れてロスとなる刺激電流を少なくすることができる。本発明は、ペースメーカの心房刺激用電極および心室刺激用電極などの心内膜刺激用として有用と考えられるが、心外膜刺激用電極心外膜リード、心筋リードとしても有用と考えられる。心外膜リード電極は、小児の場合および成人でも開心術と同時にペースメーカを植込む場合や、三尖弁を人工弁に置換しているために心内膜リード電極を使用できない場合に用いられる。従来の心外膜用電極では、図5に示すように心筋の外から刺激電流を加えるため、心筋の厚さが厚く電極インピーダンスが心内膜刺激時と比べると大きくなり、刺激電流が通りにくい。このため刺激閾値は大きくなり、刺激エネルギは大きくなり、電池寿命は短くなってしまう。本発明の電極を心外膜に装着して、小さな刺激閾値つまり小さな刺激エネルギで有効な刺激が得られると考えられる。