【発明の詳細な説明】
興奮性の身体組織のスティミュレーションのための装置
本発明は請求項１の上位概念に記載の装置に関する。
「スティミュレーション（起奮、Ｓtimulation）」の概念は、本発明では、「デ
フィブリレーション（細動除去、Ｄefibrillation）」の概念と区別される。ス
ティミュレーションの場合には、興奮性の（刺激に対して敏感な）細胞が一つの
部位で点で(punktuell)刺激され、そこから、刺激の引き続いての伝播が生じる
。デフィブリレーションの場合には、細胞を消極する(depolarisieren)ために且
つそれに引き続いてその細胞に自然の刺激伝導を秩序正しく続行させるために、
当該細胞に可能な限り大きな面で且つ同時に影響を及ぼすことが行われる。
ドイツ特許出願公開第３２１３３３１号公報から以下のことがわかる。すなわ
ち、ペースメーカー電極が小さな幾何学的な面を有する必要があり、それによっ
て高い場の強度が生じ、且つスティミュレーションのために好都合な点での刺激
が獲得される。
ドイツ特許公開第３５２３２２６号公報から、デフィブリレーションの場合に
は心臓全体にわたっての電束線の可能な限り均等な分散が望ましいことがわかる
。
類似の装置は、付属の電極プローブ(Ｅlektrodensonden)を有する心臓ペース
メーカー（心拍調整器）の形で知られている。当該公知の装置の場合には、二つ
の電極が用いられる。その際、インパルス供給装置(Ｉmpulsgeber)によって発せ
られるインパルス（パルス）は両方の電極の
間での電場または双極子場(Ｄipolfeld)の発生のために用いられる。これらの公
知の装置は、心臓組織のスティミュレーションに用いられる。すなわち、それら
は、インパルスによって電極からの刺激の指向性の伝播を生じさせる。
これとは別に(Ｇattungsfremd)、例えばヨーロッパ特許公開第５５９９３３号
公報からデフィブリレーションのための装置が知られている。当該装置の場合に
は、同期式の放電(synchrone Ｅntladung)が心臓細胞から
ことあるいは心臓ペースメーカーからスティミュレーションをうけて心臓細胞の
刺激（興奮）が妨げられずに行われ得ることが期待される。デフィブリレーショ
ンのためのこのような装置の場合には、三つの電極が用いられる。それらの二つ
は心臓にすぐ内側にあるいは外側に配置される。一方、第三の電極は、患者の皮
下に埋め込まれる。
それに対して、スティミュレーションの場合には、従って心臓ペー
して心臓に配置されている。すなわち、それらは、刺激を与えられる
スティミュレーションあるいは房室のスティミュレーションも達成される。
原理的に、心臓ペースメーカーまたはスティミュレーションのための電極装置
の開発の際には、可能な限り低い刺激閾（最小刺激、Ｒeizschwelle）を達成す
ることが好ましい。それに加えて、患者を十分に保護すること、すなわち埋め込
まれるべき電極の数を可能な限り少なくすることが望ましい。
本発明の課題は、初めに述べた種類の装置をさらに発展させて、スティミュレ
ーションのための従来どおりのインパルスの利用の際に壁部に常設のあるいは浮
動する電極の使用を可能にすることである。
本発明の前記課題は、請求項１の特徴的構成を有する装置によって解決される
。
本発明は、換言すれば以下のことを提案する。すなわち、それ自体周知の電極
プローブの利用のもとで、一つのプローブに設けられる複数の電極がインパルス
供給装置による個々のインパルスの放出の際にオーバーラップする（部分的に重
なり合う）双極子場を発生させるように、インパルス供給装置とプローブとの間
の結線を変更することである。このようにして、刺激閾が、壁部に常設の電極も
浮動する電極も用いられ得るように低下させられ得る。その際、電場または双極
子
らされる。その際、周知のごとく電束線数の増大は、細胞を強く刺激することを
もたらす。その結果、壁部から離れた、すなわち浮動する電極も、スティミュレ
ーションのために心臓細胞を十分に刺激することをもたらし得る。
その際、心臓ペースメーカーでの使用を越えて、例えば心筋症の心
ミュレーションのための、膀胱(Ｈamblase)のスティミュレーションのための、
骨格筋スティミュレーション(Ｓkelettmuskelstimulation)のための、あるいは
中枢神経スティミュレーションまたは末梢神経スティミュレーションのための使
用が可能である。
心臓ペースメーカー療法(Ｈerzschrittmachertherapie)の分野での使用の場
合には、埋め込み可能なペースメーカー、外部の暫定的なペースメーカー、ある
いはまた埋め込み可能なＡＩＣＤが、心臓における浮動する電極の利用の際にも
心臓における壁部に常設の電極の利用の際にも本発明により構成され得る。
本発明の有利な態様は請求の範囲の従属項からわかる。
本発明に係る装置の実施例が図１から図１０に示されている。
図１にはＨとして図式的に心臓シルエットが描かれている。その際、右下にはＶ
として左心室が暗示されている。一方もっと上の方にはＡとしてアトリウム(
Ａtrium)、つまり心房が図式的に暗示されている。
心臓シルエットＨの内部にはプローブ（ゾンデ）Ｓが示されている。当該プロ
ーブは、三つの電極を有する。両方の浮動する電極１及び２は、心房Ａの領域に
あり、並びに壁部に常設された電極３は心室Ｖにある。
プローブＳは、各電極１、２及び３への導線を統合する。その際、図１から、
この導線が枝分かれしていることがわかる。その際、それぞれの電極１、２及び
３に付設されたそれぞれの導線は、それぞれの電極と同一の符号を付されており
、また、これらの導線はエネルギー源５、例えば心臓ペースメーカーのバッテリ
ーの電気的な接点４ａ及び４ｖと接続されている。電気的な接点４ａは、心房電
極１及び２のトリガー(Ａnsteuerung)のために用いられる。一方、接点４ｖは心
室電極３のトリガーに用いられる。心室電極３は、まず第一にプローブＳのため
の固定手段として用いられる。しかし、エネルギー源５の負極との結線からわか
るように、当該心室電極はさらに心臓細胞のそれ自体周知の単極性のスティミュ
レーションのために利用され得る。その際、
正極は付加的な電極と接続されている。
この付加的な電極は、“Ｇround”（接地）と表示されている。その際、この
電極は心臓ペースメーカーのケーシングによって形成されていることが可能であ
り、あるいは本来のペースメーカープローブＳあるいは独自のプローブに設けた
第三の独立な電極によっても形成可能である。
図１において、この図式的に示された装置の下方には、電極の四つの異なる結
線状態(Ｖerschaltungen)が大文字Ａ、Ｂ、Ｃ、及びＤによって符号をつけられ
ており、並びに、その上方に電場の電束線推移(Ｆeldlinienverlauf)が図式的に
示されている。二つの電場のオーバーラップ領域は破線で暗示されている。この
オーバーラップ領域には、本発明により心臓組織のスティミュレーションのため
の特に低い刺激閾を引き起こす電束線の集中(Ｍassierung)がある。
を陰極に接続し、電極１を同様に陰極に接続し、電極２は陽極に接続することが
わかる。回路図Ｂは、基本的には同一であるが各電極が全く逆の電気的な接続を
有する構造を示す。電極“Ｇround”は陽極に接続されており、電極１は同様に
陽極に接続されており、それに対して電極２は陰極に接続されている。この場合
、電束線の推移は、基本的に等しい。その結果、電束線集中の同一の点が電極２
の領域に生じる。しかし、刺激閾挙動に周知のように影響を及ぼし且つ決定に参
与ることができる極性は変化する。
はるかに大きい領域にわたっての両方の電場のオーバーラップが、回路図Ｃ及
びＤに示す電極の結線によって生じる。可能性のある回路Ｃ
により、両方の電極１及び２は両方とも陰極に接続されており、一方、電極“
Ｇround”は陽極に接続されている。原理的に等しい電束線推移が当該電極の否
定結線(negierte Ｖerschaltung)によって生じる。その場合は、電極１及び２が
陽極に接続されており、電極“Ｇround”が陰極に接続されており、分極交代(Ｐ
olarisationswechsel)によって生じる。さらに、図１において右下に示されてい
るように電極２に対して電極１及び電極“Ｇround”が逆に回路図Ｃ及びＤにお
けるものと逆に与えられて接続されると、同一の電束線推移が生じる。このよう
にして、電極の極性は交代するが、しかし、基本的な電束線推移、従って破線で
描かれた、電束線の集中の領域は、同一のままである。その結果、この領域では
、特に集中的な刺激作用が周囲組織のために達成可能であり、それによって、刺
激閾の低下がもたらされる。このようにして、エネルギー源５が比較的長い寿命
を有するかあるいは構造上小さく形成されることが可能である。
図１に示されたプローブＳは商慣習上のプローブであり、その場合には、電極
１及び２がセンサーとして用いられる。これらの電極は、商慣習上の心臓ペース
メーカー装置の場合には心房インパルス(Ｖorhofimpuls)を単に記録する。その
結果として、心臓ペースメーカーによって出力されるインパルスが心室電極３を
使って発生させられる。その際、これは単極性の電極として結線されている。す
なわち、電極３に対する反対極は心臓内にはなく、外部に、例えば“Ｇround”
電極の形で存在する。
図２は、基本的に図１と類似に構成されており、上部の領域に図式的に本発明
に係る装置が示されている。ただし、心室電極を設けずに
壁部に常設の電極１及び２を使用する場合の装置である。その際、二つの電気的
な接点４だけを有するエネルギー源が用いられる。図２に示されたプローブは、
商慣習上の壁部に常設の心房プローブである。当該心房プローブは本発明により
変えられず、本発明による利点を達成するために、別の方法で本来の心臓ペース
メーカーと結線されねばならないだけである。インパルス推移、インパルス継続
時間、及びインパルス強度に関してのインパルスの形態は変更のないままである
ことが可能である。それにもかかわらず、組織の改善されたスティミュレーショ
ンがもたらされる。そのうえさらに、場合によっては、心臓ペースメーカーがこ
れまでより簡単に作り上げられ得る。多数の使用例について、心臓ペースメーカ
ーのバッテリーが（いわゆる電圧ドップラー(Ｓpannungsdoppler)によって）供
給する電圧に比較して電圧の増大が必要であったが、電極の本発明による結線の
場合には、多数の場合に、このような電圧上昇をなくすことができる。その結果
、スティミュレーション装置のエネルギー消耗させる回路構成要素が無くなり得
る。
図３は、図２に類似の、しかし浮動する心房電極を使用する装置を示す。浮動
する電極の使用は患者を傷つけない。なぜならば、浮動する電極は埋め込まれる
必要がないからである。しばしば、電極の埋め込みの際には、可能な限り低い刺
激閾を有する位置を捜し出すために、埋め込み位置を何回か新しく選ぶことが必
要である。一般的に心臓組織における電極の埋め込みは感染及び穿刺(Ｐunktier
ungen)の危険を含む。その結果、埋め込まれる電極の数を可能な限り少なくする
ことが基本的に好ましい。しかしその際、これまでは、浮動する電極の使用には
、
これらが、刺激されるべき細胞への間隔にもかかわらず十分なスティミュレーシ
ョンを保証するために多くのエネルギーを必要とするという不都合があった。そ
の際、横隔神経の刺激という事態になる可能性があった。その結果、スティミュ
レーションが同時に横隔膜の痙攣を引き起こす可能性があった。電極の本発明に
よる結線の場合には、このような刺激が排除されている。
図４は、以下のような装置の図である。すなわち、当該装置の場合には、大き
な面をもつ心房電極２の利用により回路図Ａ及びＢの場合にも、電束線の集中が
達成される比較的幅の広い且つ単なる点ではない領域が獲得可能である。
図５は、付加的な心房電極４を用いるときに、接地電極“Ｇｒｏｕｎｄ”が代
用され得ることを示す。図５において右側に描かれた同様の装置は、図６におい
て、それによって獲得可能な電場及び双極子場の推移とともに、また可能性のあ
る回路Ａ、Ｂ、Ｃ、及びＤとともに図示されている。その際、図１においてと類
似に図６においても、第二の心房電極２に対して両方の別の電極、ここでは両方
の別の心房電極１及び４がそれぞれ逆に接続され得ることが、下方右側に示され
ている。その際、電束線及び双極子電束線(Ｄipolfeldlinien)の原則的に同一の
推移が獲得可能である。
図７は、図６に示す装置に類似している、しかしそれに比べてより大きくされ
た心房電極２を有する装置の図である。その結果、回路図Ａ及びＢに示す電極の
結線の場合も電束線集中の比較的幅の広い且つ幅の狭いあるいは点だけでない領
域が生じる。
図８には以下のような装置が図示されている。当該装置の場合には、
心室電極３が前の例においてと同様に壁部に常設に配置されている。しかし、当
該心室電極の近くに第三の心房電極４が配置されている。その結果として生じる
電束線推移は、前の図においてのように示されている。その際、この場合も破線
で示された線の枠内に高められた電束線集中の領域、従って隣接する身体組織の
ための改善された刺激作用が生じる。
図８に示す装置の場合にも、従来技術に従う商慣習上のプローブが利用される
。その際、このプローブの従来どおりの使用方法では、電極１及び２がセンサー
として用いられる。当該センサーは、事前呼出信号(Ｖorrufsignale)を受ける。
その結果、それから、時間をずらして電極３及び４によってスティミュレーショ
ンが行なわれ得る。電極の本発明による結線により、価格の安い従来どおりのプ
ローブ並びに価格の安い商慣習上の心臓ペースメーカーの使用の場合に比較的低
い刺激閾が達成され得る。
図９は、本発明に係るスティミュレーションの場合の第三の電極を含んだ状態
での本発明に係る二つの異なる可能性のある結線状態の対比を示す。“Ｂimos 1
”として示された図は、共通のプローブに固定された二つの電極を示す。当該電
極は矩形で示されている。一方、長円形で示された、本発明により必要な第三の
電極は、従来の単極性のスティミュレーション配置(Ｓtimulationskonfiguratio
n)の場合に知られているように、ペースメーカーケーシングによって形成される
。第一と第二のリング電極（Ｅ１及びＥ２）の間の電極間隔は、明らかに、第二
のリング電極Ｅ２と第三のリング電極Ｅ３との間の電極間隔よりも小さい。当該
第三のリング電極は、ペースメーカーケーシングによって
形成されている。
それに対して図の“Ｂimos 2”は共通のプローブに配置された三つのリング電
極を示す。その際、第一と第二のリング電極Ｅ１及びＥ２の間の間隔は、第二と
第三のリング電極Ｅ２とＥ３の間の間隔に対して同一か異なっているかであり得
る。第三のリング電極Ｅ３は、常に心臓内にまたは上大静脈の下方部分に配置さ
れている。
図１０は、両方の回路変形例“Ｂimos 1”と““Ｂimos 2”を示す。その際、
両方の場合に三つの電極を有するプローブが図示されている。それらの電極は矩
形の領域で示されている。ペースメーカーケーシングは、図９の場合のように長
円形で示されている。
“Ｂimos 1”に示す配置の場合には、本発明に係る互いに結線された三つの電
極は、プローブに配置された電極の二つによって及びペースメーカーケーシング
によって形成されている。それに対して、ペースメーカーケーシングは、“Ｂim
os 2”に示す電極結線状態の場合には電極結線に含まれていない。
両方の図“Ｂimos 1”と“Ｂimos 2”の下方には、それぞれの回路
れている。黒くされたます目は、不可能な回路を示す。“Ｂimos 1”に示す配置
の場合にはプローブ上の白く示された電極は常に結線に関与していない。その結
果、この白く示された電極の下方は、すべてのます目が黒くされている。“Ｂim
os 2”に示す回路配置では、ペースメーカー電極が、本発明に係る結線及び双極
性の結線（本発明に係る結線についてのＡ、Ｂ、Ｃ、…及び双極性の結線につい
てのbi.1〜bi.6）の場合には、回路配置に含められていない。しかし、単極性の
回路配置は、“Ｂimos 2”に示す配置の場合には、uni.1〜uni.6に示す分極図(
Ｐolarisationsdarstellungen)からわかるように、ペースメーカーケーシングを
含めた状態で可能である。
双極性の回路変形例２、３、５、及び６並びに単極性の回路変形例３及び４は
、“Ｂimos 1”に示す電極配置の場合には実現不可能である。その結果、図“Ｂ
imos 1”の下方では、対応する回路変形例が同様に黒くされている。Description: The present invention relates to a device for the stimulation of excitable body tissue. The concept of "stimulation" is distinguished in the present invention from the concept of "defibrillation". In the case of stimulation, the excitable (stimulus-sensitive) cells are stimulated punktuell at one site, from which the subsequent propagation of the stimulus results. In the case of defibrillation, it affects the cell as large as possible and at the same time, in order to depolarize it and subsequently to allow it to continue its natural conduction of stimuli in an orderly manner Is done. The following is known from DE-A 32 13 331. That is, the pacemaker electrode needs to have a small geometric surface, which results in a high field strength and gains a stimulus at a favorable point for stimulation. German Offenlegungsschrift 35 23 226 shows that in the case of defibrillation, it is desirable to have as uniform a distribution of the flux as possible over the entire heart. A similar device is known in the form of a cardiac pacemaker with an attached electrode probe (Elektrodensonden). In the case of the known device, two electrodes are used. The impulses (pulses) generated by the impulse supply are used to generate an electric or dipole field between both electrodes. These known devices are used for stimulation of heart tissue. That is, they cause the directional propagation of the stimulus from the electrodes by the impulse. Another device for defibrillation is known from Gattungsfremd, for example from EP-A-559 933. In the case of this device, a synchronous discharge (synchrone Entladung) is generated from the heart cells. It is expected that the stimulation (excitation) of the heart cells can be performed unhindered by stimulation from the heart pacemaker. In such a device for defibrillation, three electrodes are used. Two of them are placed just inside or outside the heart. On the other hand, the third electrode is implanted under the skin of the patient. On the other hand, in the case of stimulation, the heart And is placed on the heart. That is, they are stimulated Stimulation or atrioventricular stimulation is also achieved. In principle, when developing electrode devices for cardiac pacemakers or stimulation, it is preferable to achieve the lowest possible stimulation threshold (minimum stimulation, Reizschwelle). In addition, it is desirable to adequately protect the patient, ie, to minimize the number of electrodes to be implanted. The object of the invention is to further develop a device of the type mentioned at the outset, which allows the use of a permanent or floating electrode on the wall during the use of a conventional impulse for stimulation. It is. The object of the invention is achieved by a device having the features of claim 1. The present invention proposes, in other words, the following. That is, with the use of electrode probes, which are known per se, the electrodes provided on one probe create a dipole field that overlaps (partially overlaps) during the emission of individual impulses by the impulse supply device. To change the connection between the impulse supply and the probe to cause it to occur. In this way, the stimulation threshold can be reduced so that both permanent and floating electrodes on the wall can be used. Electric field or dipole Be sent. In this case, as is well known, an increase in the number of flux lines leads to a strong stimulation of the cells. As a result, electrodes that are remote from the wall, i.e., floating, can also cause enough stimulation of the heart cells for stimulation. In doing so, beyond the use of cardiac pacemakers, e.g. It can be used for simulation, for stimulation of the bladder (Hamblase), for skeletal muscle stimulation (Skelettmuskelstimulation), or for central or peripheral nerve stimulation. . In the case of use in the field of cardiac pacemaker therapy (Herzschrittmachertherapie), an implantable pacemaker, an external provisional pacemaker or, alternatively, an implantable AICD may be used to prevent the use of floating electrodes in the heart. The present invention can also be applied to the case where a permanent electrode is used in a part. Advantageous embodiments of the invention can be seen from the dependent claims. An embodiment of the device according to the invention is shown in FIGS. FIG. 1 schematically shows a heart silhouette as H. At this time, the left ventricle is implied as V at the lower right. On the other hand, on the upper side, A is a symbol of Atrium, the atrium. A probe (sonde) S is shown inside the heart silhouette H. The probe has three electrodes. Both floating electrodes 1 and 2 are in the region of the atria A , and the electrode 3 which is permanent on the wall is in the ventricle V. The probe S integrates the leads to each of the electrodes 1, 2 and 3. At this time, it can be seen from FIG. 1 that the conductor is branched. In this case, the respective wires assigned to the respective electrodes 1, 2 and 3 are assigned the same reference numerals as the respective electrodes, and these wires are connected to the energy source 5, for example the electrical power of the battery of the cardiac pacemaker. Contacts 4a and 4v. The electrical contact 4a is used for triggering the atrial electrodes 1 and 2. On the other hand, the contact 4v is used to trigger the ventricular electrode 3. The ventricular electrode 3 is used firstly as a fixing means for the probe S. However, as can be seen from the connection to the negative electrode of the energy source 5, the ventricular electrode can also be used for the per se known unipolar stimulation of the heart cells. In this case, the positive electrode is connected to an additional electrode. This additional electrode is labeled "Ground". In this case, this electrode can be formed by the casing of the cardiac pacemaker or by a third independent electrode provided on the original pacemaker probe S or on its own probe. In FIG. 1, below this diagrammatically illustrated device, four different connection states of the electrodes (Verschaltungen) are labeled by capital letters A , B , C and D , and above it. The flux transition of the electric field (Feldlinienverlauf) is shown schematically. The area of overlap between the two electric fields is indicated by dashed lines. In this area of overlap there is a concentration of the electric flux which causes a particularly low stimulation threshold for the stimulation of the heart tissue according to the invention. Is connected to the cathode, electrode 1 is similarly connected to the cathode, and electrode 2 is connected to the anode. The circuit diagram B shows a structure which is basically the same but each electrode has a completely opposite electrical connection. Electrode "Ground" is connected to the anode, electrode 1 is likewise connected to the anode, while electrode 2 is connected to the cathode. In this case, the courses of the electric flux lines are basically equal. As a result, the same point of concentration of the electric flux lines is generated in the area of the electrode 2. However, the polarity that affects the threshold stimulation behavior in a known manner and can participate in the decision changes. Overlap of both electric fields over a much larger area is caused by the electrode connections shown in the schematics C and D. With a possible circuit C , both electrodes 1 and 2 are both connected to the cathode, while the electrode "Ground" is connected to the anode. In principle, an identical flux profile results from the negativity of the electrode. In that case, electrodes 1 and 2 are connected to the anode and electrode "Ground" is connected to the cathode, which is caused by polarization alternation. Further, as shown in the lower right of FIG. 1, when the electrode 1 and the electrode "Ground" are connected to the electrode 2 in the opposite manner to those in the circuit diagrams C and D , the same voltage A bundle transition occurs. In this way, the polarity of the electrodes alternates, but the basic flux line profile, and thus the area of concentration of the flux lines, drawn in broken lines, remains the same. As a result, in this area a particularly intensive stimulating effect can be achieved for the surrounding tissue, which leads to a reduction in the stimulation threshold. In this way, it is possible for the energy source 5 to have a relatively long life or to be structurally small. The probe S shown in FIG. 1 is a commercial probe, in which case the electrodes 1 and 2 are used as sensors. These electrodes simply record an atrial impulse (Vorhofimpuls) in the case of a commercial cardiac pacemaker device. As a result, an impulse output by a cardiac pacemaker is generated using the ventricular electrode 3. It is then connected as a unipolar electrode. That is, the opposite pole to electrode 3 is not inside the heart, but outside, eg, in the form of a "Ground" electrode. FIG. 2 is basically similar to FIG. 1, with the device according to the invention shown schematically in the upper region. However, this is an apparatus in the case where electrodes 1 and 2 which are permanently provided on the wall are used without providing a ventricular electrode. An energy source having only two electrical contacts 4 is used. The probe shown in FIG. 2 is an atrial probe that is permanently installed on a commercial wall. The atrial probe is not altered by the present invention and only has to be otherwise connected to the native cardiac pacemaker to achieve the benefits of the present invention. The form of the impulse in terms of impulse transition, impulse duration, and impulse intensity can be left unchanged. Nevertheless, an improved stimulation of the organization is provided. Still further, in some cases, cardiac pacemakers may be easier to build. For many applications, an increase in voltage was required compared to the voltage supplied by the battery of the cardiac pacemaker (by a so-called voltage Doppler), but in the case of the connection according to the invention of the electrodes, a large number of In such a case, such a voltage rise can be eliminated. As a result, there may be no energy consuming circuit components of the stimulation device. FIG. 3 shows a device similar to FIG. 2, but using a floating atrial electrode. The use of floating electrodes does not hurt the patient. This is because floating electrodes need not be embedded. Often, when implanting an electrode, it is necessary to select a new implant location several times in order to find a location with the lowest possible stimulation threshold. In general, implantation of electrodes in heart tissue involves the risk of infection and puncture (Punktier ungen). As a result, it is basically preferable to minimize the number of embedded electrodes. However, heretofore, the use of floating electrodes has the disadvantage that they require a lot of energy to guarantee sufficient stimulation, despite the distance to the cells to be stimulated. was there. At that time, there was a possibility that stimulation of the phrenic nerve would occur. As a result, stimulation could simultaneously cause diaphragmatic spasms. In the case of the connection according to the invention of the electrodes, such stimuli are eliminated. FIG. 4 is a diagram of an apparatus as described below. In other words, in the case of the device, even in the case of the circuit diagrams A and B due to the use of the atrial electrode 2 having a large surface, there is a relatively wide and non-point region where the concentration of the electric flux is achieved. Can be obtained. FIG. 5 shows that the ground electrode “Ground” can be substituted when using the additional atrial electrode 4. A similar device, depicted on the right in FIG. 5, is illustrated in FIG. 6 with the electric and dipole field transitions obtainable thereby, and with possible circuits A , B , C , and D. . In this case, as in FIG. 1, also in FIG. 6, both further electrodes, here both further atrial electrodes 1 and 4, can be connected in reverse to the second atrial electrode 2, respectively. Shown on the lower right. In this case, essentially identical transitions of the power line and the dipole power line (Dipolfeldlinien) can be obtained. FIG. 7 is a diagram of a device similar to the device shown in FIG. 6, but with a larger atrial electrode 2 compared thereto. As a result, also in the case of the connection of the electrodes shown in the circuit diagrams A and B , an area where the concentration of the electric flux lines is relatively wide and narrow, or not only a point occurs. FIG. 8 shows the following apparatus. In this case, the ventricular electrode 3 is permanently arranged on the wall as in the previous example. However, a third atrial electrode 4 is located near the ventricular electrode. The resulting flux transition is shown as in the previous figure. In this case, too, an improved stimulation effect for the region of increased radiation concentration, and thus for the adjacent body tissue, occurs in the frame of the dashed line. Also in the case of the device shown in FIG. 8, a commercial probe according to the prior art is used. At that time, in the conventional method of using the probe, the electrodes 1 and 2 are used as sensors. The sensor receives a pre-call signal (Vorrufsignale). As a result, stimulation can then be performed by the electrodes 3 and 4 at staggered times. The connection according to the invention of the electrodes allows a relatively low stimulation threshold to be achieved in the case of the use of inexpensive conventional probes as well as inexpensive commercial cardiac pacemakers. FIG. 9 shows a comparison of two different possible connection states according to the invention with the inclusion of a third electrode in the case of stimulation according to the invention. The diagram shown as "Bimos 1" shows two electrodes fixed to a common probe. The electrodes are shown as rectangles. On the other hand, the third electrode required according to the invention, indicated by an oval, is formed by a pacemaker casing, as is known in the case of a conventional unipolar stimulation configuration. The electrode spacing between the first and second ring electrodes (E1 and E2) is clearly smaller than the electrode spacing between the second ring electrode E2 and the third ring electrode E3. The third ring electrode is formed by a pacemaker casing. In contrast, "Bimos 2" in the figure shows three ring electrodes arranged on a common probe. In this case, the distance between the first and second ring electrodes E1 and E2 may be the same as or different from the distance between the second and third ring electrodes E2 and E3. The third ring electrode E3 is always located in the heart or in the lower part of the superior vena cava. 10 shows both circuit variants "Bimos 1" and "Bimos 2", in which case a probe with three electrodes is shown in both cases, which electrodes are indicated by rectangular areas. The pacemaker casing is shown in an oblong shape as in Fig. 9. In the arrangement shown in "Bimos 1", three interconnected electrodes according to the invention are connected to the probe. It is formed by two of the arranged electrodes and by the pacemaker casing, whereas the pacemaker casing is not included in the electrode connection in the case of the electrode connection shown in “Bim os 2”. Below “Bimos 1” and “Bimos 2”, each circuit Have been. The darkened squares indicate an impossible circuit. In the arrangement shown in "Bimos 1", the electrodes shown in white on the probe are not always involved in the connection. As a result, all the cells below this white-colored electrode are blackened. In the circuit arrangement shown in “Bim os 2”, the pacemaker electrode is connected to the connection according to the present invention and to the bipolar connection ( A , B , C ,... For the connection according to the present invention, and to bi.1 for the bipolar connection). ~ Bi.6) are not included in the circuit layout. However, in the case of the arrangement shown in "Bimos 2", a unipolar circuit arrangement is possible with the pacemaker casing included, as can be seen from the polarization diagrams (Polarisationsdarstellungen) shown in uni.1 to uni.6. . Bipolar circuit modifications 2, 3, 5, and 6 and unipolar circuit modifications 3 and 4 cannot be realized with the electrode arrangement shown in "Bimos 1." As a result, below the figure "B imos 1", the corresponding circuit variant is likewise blackened.