利用辅助锻炼来改善运动功能的系统和方法

摘要

本发明的一个实施方式包括通过强迫锻炼来减轻患者的医学障碍症状的系统和方法。该系统包括具有可活动部分的锻炼器械，该可活动部分响应于患者的第一贡献并响应于马达的第二贡献而运动。该系统进一步包括至少一个机械传感器和控制系统，其程序化响应与感测的数据通过马达来改变第二贡献。

说明书

关于联邦资助的研究或开发的声明

本发明是在美国国立卫生研究院和国立神经障碍和中风研究院的基 金号：R21 HD056316的政府支持下做出的。美国政府对本发明享有一定 权益。

相关申请的参考

本申请要求于2009年10月5日提交的美国临时申请号61/248,515 和于2010年12月10日提交的美国申请号12/635,220的优先权，将它们 的全部内容以引用方式并入本文中。

技术领域

本发明通常涉及用于医学治疗的系统和方法。在具体实施方式中，本 发明涉及用于改善遭受神经障碍的患者的运动功能（motor function）的系 统和方法。

背景技术

神经障碍，如包括那些本质上变性的神经运动和神经认知障碍，可导 致患者生活质量的显著降低。大多数神经障碍在一定程度上可通过药物治 疗。在帕金森病（PD）的情形中，虽然抗帕金森药物可改善PD运动功能， 但其有效性随障碍发展降低，且通常在长期_L-DOPA使用后形成禁止性运 动障碍。而且，许多人优选比药物更自然的替换方案。

在动物中已经进行了某些研究以确定锻炼是否有益于治疗PD（参见， 如，Poulton等人，“Treadmill training ameliorates dopamine loss but not  behavioral deficits in hemi-Parkinsonian rats”，Experimental Neurology，193： 181-197（2005）；和Tillerson等人，“Exercise induces behavioral recovery and  attenuates neurochemical deficits in rodent models of Parkinson’s disease”， Neuroscience，119:899-911（2003）。实际上，动物研究已经表明，强迫锻 炼改善运动功能并具有神经保护质量。具体地，在强迫锻炼范例中，为了 避免有害刺激，注射了6-羟基多巴胺（6-ODHA）从而刺激PD的啮齿动 物在马达驱动的跑步机（踏车）上以比其优选的锻炼速度高的速度锻炼。

然而，来自动物强迫锻炼研究的有前景的结果还没有转移到患PD的 人类患者。帕金森患者采用了不同形式的锻炼。例如，传统机械治疗活动、 运动训练的执行、无支撑的跑步机步行、部分体重支撑的跑步机步行、或 持久锻炼活动的组合都已经用于改善PD运动技巧。（参见，Herman等人， “Six weeks of intensive treadmill training improves gait and quality of life in  patients with Parkinson’s disease:a pilot study”，Arch.Phys.Med.Rehabil.， 88:1154-1158（2007）；和Pohl等人，“Immediate effects of speed-dependent  treadmill training on gait parameters in early Parkinson’s disease”，Arch.Phys. Med.Rehabil.，84:1760-1766（2003））。然而，元分析得出下面的结论， 即，没有足够的证据支持锻炼治疗对帕金森患者的有效性。（参见，如， Smidt等人，“Effectiveness of exercise therapy:A best-evidence summary of  systematic reviews”，Aust.J.Physiotherapy，51:71-85（2005））。

此外，PD和其他神经运动和神经认知障碍的衰弱效果通常阻止人们 在治疗它们的各自障碍中实现全部的锻炼益处。实际上，PD患者产生缓 慢和无规则的运动限制了其以改善运动功能可能必须的相对高速度锻炼 的能力。参见，如DeLong MR，“Primate models of movement disorders of  basal ganglia origin”，Trends in Neuroscience，13（7）：281-185（1990）； Playford ED等人，“Impaired activation of frontal areas during movements in  Parkinson’s disease:a PET study”，Adv.Neurol.，60:506-510（1993）；Playford 等人，“Impaired mesial frontal and putamen activation in Parkinson’s disease: a positron emission tomography study”，Ann.Neurol.，32（2）：151-161（1992）； 和Eidelberg等人，“The metabolic topography of parkinsonism”，Journal of  Cerebral Blood Flow and Metabolism，14:783-801（1994））。而且，在某些 神经障碍的后期，包括PD，药物效果较小，因此进一步削弱患者锻炼的 能力。

发明内容

本发明的一个方面包括用于改善呈现异常运动功能的患者运动功能 的系统。该系统包括具有可活动部分（movable portions）的锻炼器械（锻 炼机器，锻炼机），其响应于对患者提供的所述可活动部分的运动的第一 贡献（第一作用，first contribution）而运动。该系统也包括耦接到所述锻 炼器械的马达，其提供对所述可活动部分的所述运动的第二贡献（第二作 用，second contribution）。该系统也包括在锻炼器械上的至少一个机械传 感器，其感测患者或马达的机械参数。该系统进一步包括耦接至锻炼器械 的控制系统，该锻炼器械耦接至马达和机械传感器，并被程序化以接收来 自机械传感器的数据，且基于来自机械传感器的数据改变第二贡献的量。 在优选的实施方式中，机械传感器感测患者的速度或节奏、患者产生的扭 矩、马达产生的扭矩、患者产生的功率、或马达产生的功率。在优选的实 施方式中，该系统在锻炼过程中增大患者的节奏。因为患者主动对锻炼器 械的可活动部分的运动做出贡献，所以该系统增大但不取代患者的自愿努 力。

本发明的另一个方面包括用于改善遭受异常运动功能，如神经障碍的 患者的运动功能的方法。该方法包括从患者接收对锻炼器械的可活动部分 运动的第一贡献，并感测对应于患者或锻炼器械的机械参数的数据。该方 法进一步包括经由耦接至所述锻炼器械的马达为所述锻炼器械的所述可 活动部分的所述运动提供第二贡献，基于感测的数据计算患者的总分 （summary score），比较患者的总分与预设的期望总分范围，以及基于该 得分的比较改变第二贡献。在优选的实施方式中，机械参数是患者的速度 或节奏、患者产生的扭矩、马达产生的扭矩、患者产生的功率、或马达产 生的功率。在优选的实施方式中，神经障碍是神经马达或神经认知障碍。

附图说明

图1示出了根据本发明方面的用于改善具有异常运动功能的患者的 运动功能的系统的实施例。

图2示出了根据本发明方面的控制系统的实施例。

图3示出了根据本发明方面的用于改善遭受异常运动功能的患者的 运动功能的方法的实施例。

图4a示出了安装在机械训练设备（trainer）上的双人自行车（tandem  bicycle），该机械训练设备具有在训练机器（前）和患者（后）位置固定 的前叉和安装的曲轴组件（cranksets），如实施例1中使用的。图4b示出 了在实施例1的“强迫锻炼”（“FE”）一段时间过程中，人训练机器产生 175±11瓦特的功率，而患者产生54±17瓦特功率。患者参与者的节奏和 心率分别是83.2±17rpm和128.8±5.3bpm。

图5a示出了与实施例1的基线得分相比，在锻炼治疗（“EOT”）结 束时和在治疗结束后4周（“EOT+4”）统一帕金森病评分量表（UPDRS） 运动得分的结果。对于“自愿锻炼”（“VE”）组中患者，UPDRS得分没有 变化。图5b是条形图，其示出了在通过治疗一半的另外时间的UPDRS 得分和实施例1在治疗结束后2周的UPDRS得分。

图6a示出了双手灵巧性任务。图6b示出了用于稳定化和操纵实施例 1的VE和FE组中患者的肢体的代表性抓握负荷坐标绘图（grip-load  coordination plot）。PD患者中抓握负荷关系通常是未耦接的（分离的）且 是不规则的。在8周锻炼后，抓握负荷关系在FE组中看起来更多耦接， 但在VE后不变。图6c示出了FE组中抓握时间延迟的平均变化从基线显 著减小到EOT和EOT+4。VE组中没有看到抓握时间延迟的变化。图6d 示出了操纵手时力产生的速率的平均变化在8周FE后显著增加，且在VE 后稍微减小。

图7示出了在实施例1的用于稳定化和操纵肢体的每个评估点，所有 患者每次试验的压力数据的中心。

图8示出了在左手正弦力任务（a-b）和左手恒力任务（c-d）后，实 施例2的激活的脑区的fMRI扫描。在p<0.001（校正的），图有阈值。

图9示出了在如实施例3中所述的三种不同实验组中十个患者的平均 fMRI数据。

具体实施方式

一般地，本发明涉及强迫锻炼干预作为用于改善遭受医学障碍的患者 症状的方法。医学障碍可以是神经障碍，如神经运动或神经认知障碍，如 下面更详细地描述的。在特定实施方式中，本发明涉及强迫锻炼作为用于 改善遭受异常运动功能的患者运动功能的方法。术语“强迫锻炼”或“强迫 的有氧锻炼”通常指这样的锻炼活动（程序，routine）或计划，期间患者被 要求以预定的锻炼强度范围锻炼，该范围大于患者愿意或能够执行的范 围。

在示例性实施方式中，具有医学障碍的患者，如神经障碍，优选神经 运动或神经认知障碍，操作马达驱动的锻炼器械。本发明的系统在患者在 锻炼器械上进行锻炼活动的过程中，经由传感器监视患者的实时反馈数据 和/或锻炼器械的反馈数据。传感器可测量机械或生理参数。患者的示例性 生理参数是心率。患者的示例性机械参数包括患者在锻炼过程中产生的节 奏（如踩踏速率）、速度、扭矩、和功率。锻炼器械的示例性机械参数包 括马达产生的扭矩和功率。功率和功定义如下：功率=功/时间，而功=力× 位移。

虽然控制系统可程序化从而仅考虑一个参数，如在锻炼器械上执行过 程中患者的速度或节奏，控制系统也可以利用算法程序化，其组合大量参 数以生成患者总分。控制系统可将患者的总分和指令输出到显示系统，如 指示患者更快或更慢地锻炼，该显示系统如计算机化的显示屏或打印输 出。作为实例，生理数据的参数和/或机械数据可加权从而生成患者总分。 因此，可为患者提供在所需速率锻炼必须的信息，从而获得减轻他或她医 学障碍症状的最大临床益处。可替换地或额外地，控制系统可程序化从而 激活马达以辅助患者以所需的速率锻炼从而实现上面提及的益处。

为了实施锻炼系统，患者总分可与预设的所需得分范围比较。可首先 指示患者增加他或她的速度、节奏、功率或扭矩，从而保持在所需范围内 的锻炼水平。如果患者不能增加速度、节奏、功率或扭矩，则控制系统经 程序化以激活马达从而辅助患者达到所需范围内的总分。因此，控制系统 可基于患者的功率、扭矩、节奏、或速度控制马达提供的辅助的大小。结 果，当控制系统检测到患者需要额外辅助从而保持总分在所需范围内时， 马达可提供更多辅助，并当控制系统检测到患者需要较少辅助从而保持总 分在所需范围内时，可提供较少辅助。因此，患者能够保持锻炼在所需范 围内，从而接收用于减轻医学障碍症状的最大临床益处。

图1示出了根据本发明的方面用于减轻医学障碍的症状的系统10的 实例。系统10示出了患者12在锻炼器械14上锻炼。在图1的实例中， 锻炼器械14被示为静止锻炼自行车，然而，应该理解，锻炼器械14可以 是任何锻炼器械，其可接收来自患者的功率贡献（即，主动贡献）和来自 机器马达的功率贡献，并具有传感器和控制系统。示例性锻炼器械具有可 移动部件，其响应于患者的运动以周期运动移动。例如，锻炼器械14可 以是竖立的静止自行车、斜躺的静止自行车、半斜躺的自行车、楼梯攀爬 机器、交叉训练机器、跑步机（包括体重支撑的跑步机）、爬坡机 （treadclimber）、越野滑雪机、椭圆机、划式练力机（划艇机）、马达驱动 的非静止自行车、手臂肌力训练机（arm ergometer）、或任意多种其他锻 炼器械。因此，锻炼器械可要求来自患者下肢、上肢、或两者的功率贡献。 如实施例1中所示，锻炼下肢导致上肢和/或下肢运动功能的改善。在某些 实施方式中，锻炼上肢导致上肢和/或下肢运动功能的改善。在某些实施方 式中，锻炼下肢导致上肢运动功能的改善。

实施系统10从而为患者12提供强迫锻炼，以便如上所述，通过要求 患者以比患者愿意或能够无辅助执行的范围大的预定锻炼强度范围锻炼 来减轻患者12的医学障碍的症状。锻炼运动的强度可以以任何合适方式 测量。在某些情形中，强度可作为节奏或速度测量。如这里所用的，“节 奏”意味着在进行锻炼时患者的肢体运动的重复速率（如，每分钟）。患者 的肢体运动以传统方式计数，其可根据特定类型的锻炼或使用的锻炼器械 改变。例如，在静止自行车上，节奏可以是踩踏速率（如，每分钟踏板转 数或RPM）；但在跑步机或爬楼机（stair climber）上，节奏可以是步进速 率（如，每分钟的脚步数目）。强度也可测量为速度，例如每小时的英里 数。

在节奏的情形中，为了确定患者愿意锻炼（“自愿锻炼）的自愿强度， 可通过测量患者自愿锻炼的最大能力来确定阈值节奏值，即，没有来自另 一人或机械的辅助。为了确定患者被迫锻炼的强度，可确定超阈值节奏范 围，该范围是用于治疗的期望范围。超阈值范围的底线是超过患者阈值节 奏值并导致患者障碍症状改善的值。超阈值范围的顶部是患者的症状没有 进一步改善之后的值。患者可借助来自第三方或机器的辅助来实现这样的 节奏值，其在超阈值节奏范围内。如上所述，在超阈值节奏值的范围内的 锻炼速率是患者被迫锻炼的速率。

为了实施强迫锻炼，系统10包括耦接至锻炼器械14的马达16，如 耦接至活动部件（如耦接至踏板的自行车曲柄）。因此，马达16可辅助锻 炼器械14的可活动部件的运动，以便患者12可为可活动部件的运动提供 第一贡献，且马达16可为可活动部件的运动提供第二贡献。马达16可由 控制系统18控制，其将警报马达16速度的信号30提供给马达。如下面 更详细地描述的，控制系统18可响应来自多种源中任一种的反馈数据20， 经由信号30改变马达16的速度。

为了控制马达16的速度，控制系统18被程序化以实施马达控制算法 22。虽然在实施例1中，马达控制算法22是作为控制系统18的部件描述 的，但应该理解，马达控制算法22可存储在计算机可读存储介质中，其 可由控制系统18内的处理器读取。马达控制算法22可程序化激活马达16、 停止马达16、和/或控制马达16的速度，从而保持患者12的锻炼速率在 相应于减轻特定患者的各自医学障碍症状的所需范围内。因此，为了控制 马达16，马达控制算法22可响应于由患者12提供的锻炼器械14的可活 动部件运动的第一贡献，以及与锻炼器械14和患者12的运动关联的其他 因素。任何或所有这些因素可对反馈数据20都有贡献，该反馈数据20由 控制系统18收集并由马达控制算法22用于控制马达16。

作为实例，反馈数据20可包括与患者12的有氧锻炼和/或生理状况 关联的生理数据。系统10因此包括生物反馈传感器24，其可耦接至患者 12且其提供生理数据。作为实例，生物反馈传感器24可包括心脏监视器， 从而提供患者的心率。应该理解，生物反馈传感器24也可包括多种额外 或可替换类型的生物反馈传感器中的任一种，类似地，如测量体温的体温 计、神经脉冲电极、和/或心电图（EKG）电极，从而提供其他类型的生 理数据。感测的其他生理数据可包括患者有氧活动的任何测量，如呼吸速 率、血压、代谢速率、热消耗速率、以及CO₂呼出量、燃烧的卡路里、以 及踩踏对称性。在图1的实例中，生理数据经信号32从生物反馈传感器 24传输到控制系统18。

其他类型的反馈可以在系统10中生成，从而对反馈数据20有贡献。 作为实例，与锻炼器械14关联的机械反馈可提供给控制系统18，在图1 的实例中展示为信号34。例如，锻炼器械14可包括耦接至活动部件（如 踏板）的功率表，其测量患者12提供的功率量（单位为瓦特），且因此测 量对锻炼器械14的活动部件的运动的第一贡献。由信号34提供的反馈也 可包括锻炼器械14的活动部件的周期性运动的节奏，如锻炼自行车踏板 的每分钟转数（RPM）或患者锻炼的速度。锻炼器械14的节奏可从锻炼 器械14的电子控制提供，或可从耦接至可活动部件本身的外部传感器提 供。而且，马达16可提供指示马达16自身提供的功率的反馈。在图1的 实例中，马达16的功率反馈被展示为从马达16提供给控制系统18的信 号36。

马达控制算法22可因此利用反馈数据20来控制马达16的操作和/ 或速度，从而为患者12提供所需的锻炼范围。作为实例，所需的锻炼速 率可基于多种因素对患者12是特定的，如患者12的神经障碍、患者12 的年龄和/或生理健康、用于减轻患者12的神经障碍症状的锻炼计划的时 间阶段、或多种其他因素中任何一种。因此，对于给定的患者12，所需的 锻炼速率可从一种强迫锻炼过程改变为另一种。所需的锻炼速率可提供给 控制系统作为预定的所需总分范围，展示为信号40，如在每个强迫锻炼过 程的开始。马达控制算法22可编译反馈数据20并将其与由信号40设定 的预定总分范围比较，从而确定马达16的适当的控制和/或速度，从而确 保患者12在所需的治疗范围内锻炼。因此，马达控制算法22可设定马达 16的速度，从而增加锻炼器械14的活动部件的运动的第二贡献，使得患 者12在以大于他或她能够单独执行的速率锻炼中得到辅助。

控制系统18也可被程序化成为患者12提供机会以尝试在所需的范围 内借助来自马达16的少量辅助或无辅助锻炼。具体地，系统10包括显示 系统26，其可配置为计算机监视器或一组视觉指示器，其为患者12提供 他或她的总分指示。作为实例，显示系统26可整体或单个要素 （components）地显示反馈数据20，并可显示用于特定参数的所需范围， 如节奏或功率。因此，患者12可基于视觉指示来尝试调节他或她的锻炼 速率。

此外，控制系统18可基于反馈数据20与预定的所需总分的比较，利 用算法产生信号38，该信号经显示系统26提供患者指令28。作为实例， 患者指令28可基于反馈数据20指示患者12增加他或她的踩踏速率，该 反馈数据20指示患者12正在以大于所需的速率锻炼。同样，患者指令28 可基于反馈数据20指示患者12减小他或她的踩踏速率，该反馈数据20 指示患者12正在以大于所需的速率锻炼。控制系统18可因此提供患者指 令28作为第一次尝试，从而鼓励患者12在所需范围内锻炼。然后，如果 控制系统18确定患者12不能在无辅助时达到在所需范围内的总分，如基 于患者12不能满足特定条件，则控制系统18可然后调用马达控制算法22 来控制马达16以辅助患者12达到在所需范围内的总分。

系统10因此经配置成使得具有医学障碍的患者12从强迫锻炼受益从 而基本上改善他或她各自的状况。具体地，辅助锻炼计划使患者12具有 基本缓解医学状况的效果的可能性，特别是对于不能在无辅助情况下达到 相当大锻炼的具有虚弱运动障碍的患者12。该辅助锻炼也可为患者12提 供相当大的心脏益处，特别对于他或她本身不能达到足够保持适当的心脏 健康的有氧锻炼强度的患者12。

在某些实施方式中，系统包括都与中央监视站（monitoring station） 通信的多种锻炼器械。中央监视站装配有计算机系统部件，其用于接收和 /或发射信号、处理数据、和输出数据。例如，中央监视站可包括一个或更 多屏幕显示器供医疗提供商察看。该特征在这样的情形是有用的，即，通 过使医学提供商同时监视多个患者的表现，系统用于临床设施。在某些情 形中，除了接收数据，中央监视系统也可将控制指令传输至单个锻炼器械， 从而以本文其他处所述的方式提供强迫锻炼干预。例如，马达控制算法可 在中央监视站执行。中央监视站和锻炼器械之间的通信链路可以以合适的 方式提供，例如包括无线通信。

图2示出根据本发明方面的控制系统50的实例。控制系统50可配置 为计算机或计算机系统，或可配置为专用控制器。作为实例，控制系统50 可相应于图1的实例中的控制系统18。因此，在图2的下面描述中参考图 1的实例。

控制系统50包括总分发生器（summary score generator）52。总分发 生器52被配置成编译反馈数据，如图1的实例中的集合反馈数据20，从 而生成表示反馈数据的患者总分54。作为实例，患者总分54可以是具有 来自反馈数据的部分或所有源的加权贡献（weighted contributions）的单个 数值。在图2的实例中，总分发生器52提供有分别来自生物反馈传感器 24、锻炼器械14、和马达16的反馈信号32、34、和36。因此，总分发生 器52接收反馈的各自的独立源，并基于集合反馈生成患者总分54。

在图2的实例中，患者总分包括锻炼运动的强度（其可包括自愿和马 达辅助的分量）、如节奏56（单位为rpm），并进一步包括对锻炼运动的患 者贡献58（即，自愿的）、对锻炼运动的马达贡献60（即，辅助的）、或 这两者，以及对患者测量的生理参数，如心率62。应该指出，患者贡献（患 者作用）、或马达贡献（马达作用）、或两者可以被包括在总分中。生理参 数可以包括在总分中或可以不包括在总分中。

对锻炼运动的患者贡献和/或马达贡献可以以合适的方式测量。例如， 对锻炼运动的患者贡献和/或马达贡献可测量为由患者或马达施加的功率、 扭矩、节奏、或速度。作为实例，患者功率58可从耦接至静止锻炼器械 14的可活动部件的功率表测量，并且可从信号34传输到反馈总测量发生 器52。作为实例，马达功率60可从马达16或关联的马达控制器（未示出） 测量，并可从信号36传输到总分发生器52。

总分中的每个因子被分配以一定的权重，其以这样的方式设定以便使 可用于本发明算法的总分可为患者提供临床有益的治疗。因子权重也取决 于所使用的测量的单位。然而，本发明使用的总分不是用于限制任何特定 单位测量，而是包括使用可替换测量单位的任何打分技术，但其他方面在 进行适当的单位转换时，等效于本发明的打分技术。

在实施方式中，总分可包括两个或更多下列因数：节奏（每分钟转数， 包括自愿和强迫分量）；患者的功率贡献（单位为瓦特）；马达的功率贡献 （单位为瓦特）；和/或患者的心率（每分钟心跳）。在该总分中，节奏可被 分配以总分中的最高权重，即节奏（每分钟单位）被分配以比患者或马达 功率贡献（单位为瓦特）或心率（每分钟心跳）大的权重。

可用于本发明的总分的特定代表性实例在下面的等式中提供：

总分=∑A(节奏）+B(患者功率）+C(马达功率）+D(心率）

其中系数A是节奏的权重贡献，系数B是患者功率的权重贡献，系数C 是马达功率的权重贡献，以及系数D是心率。在某些情形中，在上面的总 分中，系数A大于系数B、C、和D。在某些情形中，分配给患者功率的 权重贡献大于分配给马达功率的权重贡献，即系数B大于系数C。在某些 情形中，在上面的总分中，系数D小于系数A、B和C。一种被认为临床 有用的特定的权重分配如下：A=0.40，B=0.25，C=0.20，且D=0.15，但其 他权重分配也是有用的。

虽然上述打分技术是根据特定测量单位给出的，但使用不同测量单 位，但在别的方面在进行适当单位转换时转化为相同打分技术的任何可替 换打分技术也旨在包括在本发明内。因此，例如，虽然替换打分技术可使 用马力，而非瓦特作为功率度量，但马力可转化为瓦特，且加权系数相应 地调整从而确定是否替换打分技术包括在本发明内。在另一个实例中，虽 然替换打分技术可使用每小时踏板转数，而非每分钟踏板转数，但前者可 转化为后者，且加权系数可相应调整从而确定是否替换打分技术包括在本 发明内。

总分中可考虑的其他因素包括速度、由机器产生的扭矩、由患者产生 的扭矩、平均踩踏速率、踩踏对称性、患者产生的功、训练机器产生的功、 产生的总功、目标心率区中的时间、平均节奏速率、高于或低于平均节奏 速率的时间、患者年龄、疾病严重度、参加的锻炼过程的数目、从诊断开 始的时间、有效踩踏力、无效踩踏力、最大有效踩踏力过程中的曲柄角度、 无效踩踏力过程中的曲柄角度、踩踏对称性、时间节奏小于30%的无辅助 速率、时间节奏超过30%的无辅助速率、等等。

关于具有踏板的锻炼器械，对于PD患者优选的变量/参数和这些变 量的平均值以及导致PD患者改善的这些变量的值（且因此是所需值）在 下面的表中给出。

患者总分54经由信号44而提供给马达控制算法64和比较分量 （component）66。作为实例，马达控制算法64可相应于在上面图1的实 例中描述的马达控制算法22。马达控制算法64和比较分量66均可存储在 可由控制系统50的处理器读取的计算机可读存储介质上。比较分量66也 经由信号40接收预定的所需总分范围68，该信号40是所需锻炼范围的代 表。在图2的实例中，预定的所需总分68被展示为经由信号40提供给控 制系统50。患者总分54可通过比较分量66直接与预定的所需总分范围 68比较，从而确定患者12是否在所需的锻炼范围内，或患者12的锻炼相 对于所需范围的差。因此，比较分量66可发生信号38，其经由显示系统 26将患者指令28提供给患者12。

比较分量66也可基于患者12不能达到所需的范围，以一个或更多与 马达控制算法64的激活关联的条件70程序化。例如，在患者指令28指 示患者12更快踩踏后，比较分量66可检查条件70，从而确定患者12是 否已经充分达到由患者指令28提供的目标。例如，条件70可以是计时器， 其在患者指令28提供来指示患者12后开始计时。一旦计时器达到预定时 间而患者12没有达到所需速率，如由比较分量66确定的那样，比较分量 66确定患者12不能无辅助地达到所需范围内的锻炼强度。因此比较分量 66可提供激活信号42给马达控制算法64，从而指示马达控制算法64激 活马达16并控制马达16的速度，从而迫使患者12达到所需的锻炼速率。 应该理解，条件70不限于计时器，而是可以是指示患者12不能无辅助达 到所需锻炼速率的多种其他控制或刺激中的任何一种，这样的锻炼强度增 加的速率的度量直接由锻炼技师输入，直接由患者12输入，或任何其他 控制和/或刺激。

在接收激活信号42后，马达控制算法64被配置成发生信号30从而 激活和/或控制马达16的速度，从而提供静止锻炼器械14的可活动部件运 动的第二贡献。在图2的实例中，信号42也可包括传输到马达控制算法 64的关于患者总分54与预定的所需总分68的比较信息。因此，马达控制 算法64可基于患者总分54和预定的所需总分68之间的差来控制马达16 的速度。作为实例，马达控制算法64可响应于患者总分54小于所需的总 分范围68来增加马达16的速度。类似地，马达控制算法64可响应于患 者总分54大于所需总分范围68来减小马达16的速度。而且，马达控制 算法64可设定马达16的速度与患者总分54和预定的所需总分范围68之 间的差成比例，以便较小的差可导致马达16较低的速度，从而为锻炼器 械14的可活动部件的运动提供较小的第二贡献。

应该理解，控制系统50不限于图2的实例。作为实例，马达控制算 法64和比较分量66是概念性展示的，如基于存储在计算机可读存储介质 上，且因此不限于独立配置。此外，在生成患者总分54时，总分发生器 52不限于仅基于患者RPM 56的反馈、患者功率58、马达功率60、和患 者心率62，但也可以包括可替换的或额外的反馈数据源。因此，控制系统 50可以多种方式中的任意方式来配置。

考虑到前面的上述结构和功能特征，可参考图3更好地理解根据本发 明的不同方面的方法。虽然为了解释的简洁性，所示和描述的图3的方法 是依次执行的，但应该明白和理解，本发明不限于所示顺序，根据本发明， 某些方面可以不同顺序出现和/或与这里所示和所述的其他方面同时出现。 而且，不要求所有所示特征执行根据本发明方面的方法。

图3示出了用于治疗医学障碍的方法100的实例。在102，对锻炼器 械的可活动部分的运动的第一贡献是从患者接收的。锻炼器械可以是静止 锻炼自行车，以便对运动的第一贡献可经患者的腿踩踏。在104，感测相 应于与患者和静止锻炼器械中的至少一个关联的参数的反馈数据。

在106，对锻炼器械的可活动部分的运动的第二贡献是经由耦接至锻 炼器械的马达提供的。在108，反馈数据可用来计算患者总分，其包括对 反馈的独立贡献的加权部分。作为实例，反馈数据可包括患者自愿运动节 奏加权的部分，如踩踏RPM、患者的功率、马达的功率、和生物反馈数 据，如患者的心率。然后将患者总分与预设的所需总分范围比较。

在110，响应于比较来改变第二贡献。马达可由马达控制算法控制， 马达控制算法基于患者总分和预设的所需总分之间的差设定马达的速度。 如上所述，控制系统可首先为患者提供指令，且在患者不能遵守指令时， 可调用马达控制算法以激活马达从而辅助患者在所需范围内锻炼。

待包括在总分内的因素，因素如何加权，和/或总分如何用在马达控 制算法中可利用任何合适的临床试验方法来确定。为了确定所需总分范 围，对不同患者群体进行临床试验。算法中的每个因素，如心率、患者功 率、机器功率、和节奏可基于方差量改变，每种因素根据减少马达或神经 认知症状的总体有效性解释。

一种可使用的这样的临床试验方法如下。一组具有特定医学状况的患 者随机化为自愿、强迫的、或无锻炼对照组。两个锻炼组中的患者在特定 时间段参与监督的锻炼方案。锻炼是在锻炼器械上进行的，例如，马达辅 助的静止锻炼自行车。自愿组中的患者以它们自选的自愿踩踏速率踩踏自 行车。强迫锻炼组中的患者以相同类型的静止自行车锻炼，但马达为患者 提供辅助以便保持大于其优选的自愿速率的踩踏速率（例如，强迫锻炼组 中的患者可辅助保持比其优选的自愿速率高35%的踩踏速率）。无锻炼对 照组中的患者不参与任何形式的锻炼干预。所有这些组完成不同测试从而 评估其在不同时间点的状况，如基线、治疗间、治疗结束、和治疗结束后 的不同时间段。

改善患者症状的强迫和自愿锻炼的效果可通过患者特定疾病的标准 检查得分或本领域已知的用于特定疾病状态的其他度量的变化来确定。算 法中的每个因素，如心率、患者功率、机器功率、和节奏是根据其能力加 权的，从而解释治疗有效性中的总方差。对于每个患者群体，然后进行特 定临床测试从而确定锻炼如何影响其疾病。对于遭受肌张力障碍的患者， 可使用下面的量表：Barry-Albright肌张力障碍（BAD）量表、Fahn-Marsden 量表（F-M）、统一肌张力评级量表（UDRS）、以及全身肌张力障碍评级 量表（Global Dystonia Rating Scale（GDS））。对于遭受阿尔茨海默氏病 （Alzheimer’s）的患者，可使用下面的量表：阿尔茨海默氏病评估量表 （ADAS）和分级痴呆量表（Hierarchic Dementia Scale）。对于遭受中风的 患者，使用下面的量表：Fugl-Meyer量表、Rivermead运动评估（RMA）、 功能独立性评测（FIM）、以及巴氏量表（Barthel Index）。对于遭受多发性 硬化的患者，可使用下面的量表：Kurtzke扩充致残量表（Kurtzke Expanded  Disability Status Scale）、多发性硬化影响量表（MSIS-29）、多发性硬化的 影响量表（IMSS）、以及多发性硬化症状量表（SMSS）。遭受帕金森病的 患者，可使用下面的量表：统一帕金森病评级量表（UPDRS）、以及日常 生活中Schwab和England活动（Schwab and England Activities）。

每个患者使用的马达辅助的自行车具有DC马达，其中驱动系统能够 报告马达对自行车施加多大扭矩。为了克服给定速率的摩擦，马达必须施 加一定量的扭矩（T_基线）。从患者获得的测量减去该基线扭矩。由患者产 生的单位为瓦特的瞬时功率为（T_测量-T_基线）×节奏。另一个特征允许设定“扭 矩限（torque limit）”。扭矩限是指使马达施加多大力从而保持其命令的速 度。如果超过扭矩限，则马达可被过驱动（超驱动）。一旦过驱动，马达 施加扭矩限设定的恒定扭矩。

对于自愿方案，马达设定成零RPM的节奏，且扭矩限也设定为零； 因此没有辅助提供给患者。患者以其优选的速率踩踏并根据需要调节阻力 从而保持其指定的心率。对于强迫方案，命令马达为每个患者采用适当的 踩踏速率，且扭矩限设定在最大水平，从而防止患者超速行驶并确保保持 程序化的踩踏速率。患者的自愿踩踏速率是从下面更详细描述的患者初始 心肺锻炼测试确定的。患者对踩踏动作的做功贡献是以指定的节奏通过T _测量的与T_基线之间的差而确定的。

每个对象（主体）的训练心率（T_HR）区在60-80%的范围内可以使用 Karvonen公式确定，如下计算（HR_max为最大心率，HR_rest为休息心率）： T_HR=（（HR_max-HR_rest）×强度%）+HR_rest。每个患者都被指示在锻炼设定过 程中在其T_HR的60-80%内锻炼，且患者可调节以在锻炼器械上花费更多 时间而不休息作为试验进程。自愿锻炼组中的患者被指示保持心率在其个 体化的T_HR区内。例如，其当前心率可经由安装在自行车上的显示屏相对 于其T_HR区显示。关于保持特定节奏没有给出指令。节奏和阻力水平是由 患者自愿选择的。锻炼监督员确保在主锻炼设定过程中患者保持心率在 T_HR内。

强迫锻炼组中的患者的踩踏速率设定为大于其优选的踩踏速率，这由 其在初步心肺锻炼测试过程中最大有氧容量来确定。患者的当前心率可经 由安装在自行车上的显示屏相对于其T_HR区显示。患者被指示通过主动踩 踏自行车来保持其心率在其个体化的T_HR区内。患者调节（增加或减小） 其对踩踏动作的贡献，以便保持其心率在目标区内。主动踩踏涉及克服自 行车提供的阻力（即，机械摩擦和程序化的自行车阻力的结合）。踩踏阻 力可由患者或锻炼监督员增加或减小。如果患者心率低于其T_HR区，则阻 力增加，且如果心率超过T_HR，则其阻力减小，但保持踩踏速率。

强迫的锻炼、自愿锻炼、和无锻炼随机化组针对潜在混杂的基线变量 （也就是，年龄、疾病严重度、以及医学等效日剂量）描述性地比较，从 而评估任何组间不平衡的程度。包括呈现为临床重要基线差或任意两组之 间标准化差（被除以联合的标准偏差的平均值的绝对值差）大于10%的基 线变量，作为所有分析中的协变量。

强迫的和自愿的锻炼和无锻炼的对照组针对感兴趣的每个结果使用 重复的协方差测量分析来比较。如上所述，针对不同时间点的结果比较各 组，调节基线周期作为协变量。为每个结果评估组、时间、和组×时间相 互作用的效果。在显著相互作用的情形中，在每个时间点比较组。可使用 用于多重比较的Tukey校正。根据需要，数据可变换从而满足模型假设。 除了p值，估计的治疗效果及其95%置信区间可以是感兴趣的，因为这些 数据将辅助制订锻炼建议和潜在益处。显著性水平可设定在0.5。个体对 象和关联分析可在数据可用的每个时间点在评估分数与基本生物力学变 量之间进行。该关联分析的结果可用于确定上述总分等式的代表性实例中 的因素权重。基于峰值有氧容量和心肺锻炼测试中的变化，每个患者的健 康变化可用作协变量。这可以消除组间健康水平改善中可能的差值混杂结 果的效果。也可以评估药物等效日剂量（MEDD）与在训练过程中在目标 心率区内花费的时间之间的关系、执行的功的量和基本结果变量中的变 化。如果MEDD与这些结果明显关联，则这可包括作为相关分析中o变 量。

关于上面提到的初步心肺锻炼测试，在随机化之前，所有符合参与的 初始筛选标准的患者都经历在半斜躺自行车测力计上的心肺锻炼（CPX） 测试，类似于用于训练的自行车，和商业可用的带Breeze软件的 MedGraphics CardiO₂/CP系统。进行测试的同时，患者在“服用”正常规定 的所有药物。患者将在食后（即，在进餐后）测试2-4小时。

使用MedGraphics系统连续监控呼出气体的O₂和CO₂浓度，以及从 锻炼前休息到峰值锻炼的呼吸容量和呼吸速率。在锻炼前，评估12导联 心电图，并在锻炼和恢复过程中连续监视。在每次锻炼阶段的最后时刻和 恢复过程中，血压是通过在休息时听诊监视的。在每个阶段记录柏格自觉 吃力度量表（Borg Rating of Perceived Exertion（RPE）），且监视患者不耐 吃力的征兆/症状。

采用连续增加方案，从25瓦特（W）开始，且每两分钟增加10W。 鼓励对象持续锻炼到意志疲劳点，不能保持自行车节奏大于50rpm，或如 锻炼测试和规定的ACSM指南中所述的测试终止标准的开始（onset）。当 符合这些标准中的任一个时，CPX测试结束。如果由于血液动力学不稳定 性、心律不齐、或缺血征兆/症状导致初始CPX测试结束，则从研究中排 除该患者。

为每个研究确定峰值VO₂（换气氧摄量）作为在CPX测试过程中VO₂的最高30秒平均值。呼吸交换比（呼吸交换率，RER）也在用于VO₂的 最高30秒平均值确定。RER用作生理努力（physiological effort）的指标。 大于1.1的RER是峰值生理努力的提示。如果患者在达到大于1.1的RER 之前结束研究，则数据包括在初始分析中，但比较成对的前-后RER，从 而识别可作为训练结果发生的任何重要的变化。在完成它们的8周干预或 对照周期的最后锻炼过程的五天内，患者重复健康测试方案。

本发明的方法和系统可由遭受医学障碍的患者使用。在优选的实施方 式中，医学障碍的特征为异常运动功能，如患者肢体的异常运动功能（上 肢和/或下肢）。医学障碍可以是神经障碍（即，患者的神经系统的障碍）。 在某些实施方式中，神经障碍是导致异常运动功能的神经运动或神经认知 障碍，且其特征是不规则运动皮层输出，包括，例如来自小脑和/或皮层的 辅助运动区（“SMA”）的输出；来自对患者的运动功能有贡献的区域的不 规则皮下输出，例如，基底神经节、底丘脑核（subthalamic nucleus）和/ 或丘脑；已知对运动功能有贡献的某些神经营养性因子的减小量，如脑源 性神经营养因子（BDNF）或胶质细胞系源性神经营养因子（GDNF）；和 /或已知对运动功能有贡献的某些神经元或神经传导素的减小量，如多巴胺 和多巴胺能神经元。

如从实例2中可以看出，强迫锻炼导致负责运动功能的脑皮质和皮下 区的激活，且因此导致本发明方法用于不同类型的神经运动和神经认知障 碍，其特征为异常运动功能，如阿尔茨海默氏病、肌张力障碍、MS、ALS、 痴呆、帕金森综合症、外伤诱导的脑损伤、中风和多发性系统萎缩（MSA）。

在某些其他实施方式中，本发明的方法和系统用于增加某些神经营养 因子的内源水平（endogenous level），如BDNF，并可用于治疗具有减少 量的这些神经营养因子的患者。例如，BDNF下降可触发过食（overeating） 和肥胖，因此本发明的方法和系统可用于减少肥胖个体的过食。而且，本 发明的方法和系统可增加多巴胺水平。同样，强迫锻炼可为肥胖个体在强 迫锻炼后提供奖励机制―强迫锻炼是这些个体不太可能自己实现的，这是 由于缺乏健康导致的。

该方法可应用于哺乳动物患者，包括遭受上述障碍的人。在某些实施 方式中，神经运动或神经认知障碍本质上是退化性的。示例性障碍包括 PD、阿尔茨海默氏障碍、痴呆、帕金森综合症、特发性震颤、多发性硬化 （MS）、肌萎缩性侧索硬化（ALS）、外伤性脑损伤、中风、多发性系统 萎缩（MSA）、以及肌张力障碍。

在某些实施方式中，相对末梢中的变化，本发明的方法导致中央神经 系统运动控制过程的改善，（如，可影响运动控制过程的锻炼肢体的肌肉 强度的局部变化）。在优选的实施方式中，本发明的方法产生患者整体运 动性能的全身改善（如非锻炼效应器的改善功能），如由统一帕金森病评 级量表（UPDRS）评定和手动灵巧测量的。而且，在优选的实施方式中， 本发明的方法增加大脑的本体感觉信号，且传入反馈的这种增加成为增加 的皮质激活的基础，这改善运动功能。具体地，在优选的实施方式中，本 发明的方法用于通过减小或标准化基底神经节-丘脑皮层回路中神经活动 的改变方式而增加传入输入的质量和数量，来增加患者神经输出的自愿水 平。

如上所述，强迫锻炼干预可改变人类患者中皮质和皮下路径的激活， 其可能响应神经营养因子的升高，如脑源性神经营养因子（BDNF）和胶 质细胞系源性神经营养因子（GDNF）。结果，患者可通过实现神经障碍症 状的显著改善而得益于强迫锻炼。作为实例，具有神经运动或神经认知障 碍，如PD的给定患者可经历手动灵活性的显著增加，中风受害人也能够 实现或显著改善运动任务，等等。

实施例

实施例1

10位具有自发性PD的患者（8位男人和2位女人；年龄61.2±6.0岁， 表1）被随机分配以完成8周强迫锻炼（FE）或自愿（VE）干预。8周干 预后，患者被指示恢复其加入前活动水平；追踪患者回访指示与该要求的 依存性（compliance）。FE组中的患者以训练机器在静止级联的自行车上 锻炼（图4a），然而在静止的单台自行车上锻炼VE组（Schoberer Rad Meβtechnik（SRM））。患者和训练机在级联自行车上所执行的功是独立以 2个商业可用的功率表来测量的（SRM PowerMeter；Jülich，德国）。

表1

组群统计^a

省略语：bpm，每分钟心跳；EOT，训练结束；EOT+4，EOT后4周；kJ， 千焦耳；PD，帕金森病；rpm，每分钟转数；UPDRS，统一帕金森病评级 量表。

^a值是平均值±标准偏差。该组在基线与其他组没有显著不同。

^bP值来自未配对的学生t检验统计。

所有患者完成每周三个1小时锻炼过程并持续8周。每次过程由10 分钟热身、40分钟锻炼集合、和10分钟放松组成。研究的初始2周中40 分钟主锻炼集合期间每10分钟，如果需要，对象被给以2到5分钟休息， 并鼓励其在后续的过程中每次锻炼20分钟并休息一次。以60Hz采样和 收集功率、心率、和节奏值。

对于任何由于健康导致的变化的对照，两个组在相似的有氧强度下锻 炼（如，60-80%的其个性化目标心率[T_HR]）。用Karnoven公式计算T_HR， 其中最大心率定义为220减去患者的年龄。VE组中的患者被指示以其优 选的速率踩踏，并保持其心率在T_HR内。FE组中的患者也被指示保持其 HR在其T_HR内。两个组中的患者也被鼓励每2周将其心率范围增加5% （如，60%、65%、70%、75%T_HR）。能够形体化的训练机器（able-bodied  trainer）辅助的FE组保持踩踏速率在每分钟80到90转（rpm）之间，或 超过其VE速率的30%。训练机器调节阻力从而确保患者主动参与踩踏， 这使得患者保持T_HR。在FE的15分钟锻炼块中，代表性训练数据（踩踏 速率、HR、以及训练机器和患者功率）在图4b中示出。对于两个组，锻 炼监督员在每个锻炼过程中提供鼓励，并确保患者保持其心率在T_HR内。 在整个研究过程中PD药物保持不变。计算每个患者的左旋多巴等效日剂 量（LEDD），如前面所述。

A．基线健康评估

YMCA次最大自行车测力计测试用于估计干预之前和之后的最大氧 摄量（VO₂最大值）。心率工作负荷值是在4个点获得的，并外推从而预 测估计的最大心率的工作负荷。然后从预测的最大工作负荷利用Storer及 其同事的公式来计算VO₂最大值。在开始测试之前，患者以自选的节奏和 阻力骑车3分钟。该时间用作热身和自愿节奏的度量。为了测试，患者踩 踏测力计9分钟（三个3分钟阶段）。根据YMCA指南每个阶段阻力增加 25瓦特。为了分析，对于每个阶段，将第二和第三分钟最后30秒期间的 平均心率对工作负荷绘图从而获得VO₂最大值的估计。测试后进行5分钟 放松。患者别允许在他们感到不适时的任何时间停止测试；没有患者停止 锻炼测试。

B．运动功能评估

完成统一帕金森病评级量表（UPDRS）部分III运动检查和手灵活性 评估，同时患者“停”抗帕金森药物12小时。盲式UPDRS评级由有经验的 运动障碍神经病学家完成。对35种情形进行评估：预处理（基线），治疗 后4周，治疗结束（EOT），EOT加2周，以及EOT加4周（EOT+4）。 参见图5a和5b。手灵活性是使用标准测试来量化的。完成数据收集的技 师对组分配是非盲的。然而，为了避免偏见，技师在所有数据收集过程之 前阅读对每个对象都相同的脚本，其解释任务要求。这些标准测试重复按 日进行的功能性手灵活性任务：两个肢体一起工作从而分开两个物体（类 似于打开容器）。

在3个评估时间点中的每一个处以8N阻力进行10次试验。如通过 在操纵和稳定化手中的抓握力开始之间的时间间隔和抓握力产生速率确 定的，肢体间协调用来量化双手灵活性。而且，压力中心（CoP）是从绕 换能器（变换器）的坐标原点的捏拿力引起的力矩和捏拿力自身计算的。 CoP的x坐标定义为y方向中的力矩与捏拿力（即，z方向上的力）的比 率，且y坐标定义为x方向中的力矩与捏拿力的比率。此外，执行主要分 量分析从而量化CoP数据。构造包括95%的CoP的椭圆从而计算椭圆面 积。椭圆面积定义CoP数据的散布或变化，并用作数字布局（digit  placement）一致性的度量。

C．统计分析

方差的2×3（组×时间）重复度量分析（ANOVA）用来比较变量间的 组与时间（基线、EOT、EOT+4）的相互作用。利用Bonferroni方法进行 此后的多重比较测试，该方法调节多重比较的显著性水平。学生t检验用 来比较基于锻炼的变量（如，节奏、心率、Vo₂最大值、功、功率）和FE 与VE组之间的患者统计。所有分析都是以SPSS 14.0（SPSS,Inc,Chicago, IL，2005）进行的。

D．结果

组间的年龄、PD持续时间、基线健康（估计的Vo₂最大值）和初始 UPDRS III得分是可比较的，同时“停用”抗帕金森病药物（表2）。为了评 估工作负荷，计算在骑自行车过程中产生的总功；总功=功率（如通过SRM 功率表测量的）×锻炼时间。然后为训练机和患者逐个计算FE组的总功。 FE组中的患者贡献在踩踏过程中实现的总功的25%，且训练机产生剩余 的75%。组间患者产生的总功（Kj）和锻炼干预过程中的T_HR没有差别。 FE过程中的平均节奏显著比VE组中高（30%）（表I，t₈=4.264，P=0.002）。 VE和FE族的有氧容量分别改善17%和11%；组间的这种差异在统计上 是不显著的。

UPDRS得分出现显著的组×时间相互作用（F_2，6=15.062，P=.005）（表 2，图5a和5b）。对于FE组，UPDRS得分从基线到EOT改善35%（P＝.002）， 然而，VE组没有观察到改善（P＞.17）。锻炼过程后四周，对于FE组， UPDRS比基线低11%。FE组的EOT+4评估的改善接近显著（P=.09）， 且在该点处改善的UPDRS出现在该组5个患者中的4个患者身上。在VE 组，来自基线和EOT+4的UPDRS得分相似。而且，每个UPDRS运动次 量表中的改善随患者不同，但在FE组中，8周强迫锻炼后，僵硬（rigidity） 改善41%，颤动改善38%，且运动徐缓改善28%（表3）。

表2

在每个评估点个体对象的人口统计和总UPDRS运动III得分²

省略语：EOT，治疗结束；EOT+4，治疗结束加4周；FE，强迫锻炼；LEDD， 左旋多巴等效日剂量；VE，自愿锻炼；UPDRS，统一帕金森病评级量表。

表3

在每个评估点个体对象的UPDRS运动III得分次量表分析²

省略语：基底，基线；EOT，治疗结束；EOT+4，治疗结束加4周；FE， 强迫锻炼；UPDRS，统一帕金森病评级量表。

从第22项获得的僵硬运动得分，从第20项和21项获得的颤动，从第23-26 和31项获得的运动徐缓，从第29项获得的步态，以及从第30项获得的 姿势稳定性。

锻炼前，两个组中的抓握力的关联（coupling）是不规则且不一致的 （图6a）。然而，在强迫锻炼后，对于两个肢体，抓握（grip）-负荷分布 图更一致，且以更线性的方式增加。VE组中没有注意到抓握力的关联变 化。肢体间协调，如通过抓握时间延迟所评估的，对于FE组显著改善， 但VE组没有变化（图6b；F_2.46=4.634，P=.015）。对于稳定化肢体，没有 组呈现出显著的力产生速率的改善。操纵肢体的抓握力速率呈现出组×时 间相互作用（F_2.36=6.195，P=.005）；FE组显著增加速率（P=.006），然而， 对于VE组，观察到轻微减小（P=.405；图6c）。图6d示出操纵手过程中 力产生的速率的平均变化在8周FE后显著增加，但在VE后轻微减小。 在锻炼过程之后，对于FE组，力产生的速率的改善得到保持，然而，VE 组与基线没有变化。与进行VE的那些患者相比，抓握力关联、肢体间协 调，和力产生的速率的这些改善表明手动灵活性对于FE组中的患者得到 改善。

图7中提供了对于稳定化和操纵肢体，在每个评估点处所有患者的每 次试验的COP（压力中心）数据。对于操纵（F_2.36=7.85，P<.001）和稳 定化（F_2.36=6.41，P<.001）肢体，CoP区出现显著的组×时间相互作用。 在基线，平均而言，两个组中的患者在两个肢体的数字布局方面是高度可 变的。对于FE组，用于操纵和稳定化手的椭圆平均面积分别为4.1cm²和3.1cm²，然而用于操纵和稳定化手的VE组的面积分别为3.8cm²和3.1 cm²。一般地，VE组在数字布局的一致性方面没有显示出任何改善：在 EOT，对于操纵和稳定化肢体分别为2.9cm²和2.8cm²，且在EOT+4，为 2.9cm²和2.5cm²。强迫锻炼导致两个肢体的数字布局的一致性的显著改 善。在EOT，对于操纵和稳定化肢体，椭圆的面积减小到1.1mm²和1.0mm²（对于两个肢体，P<.01）。这些改善保持在EOT+4周评估，面积为1.74cm²和0.89cm²（对于两个肢体，P<.01）。

实施例1表明8周VE或FE改善PD患者的有氧健康。然而，仅FE 产生运动功能的全身改善，如上肢灵活性的临床评级和生物物理度量的改 善所证明的。虽然统计上不显著，但对于FE组中的所有患者，在锻炼过 程后，与基线僵硬相比，僵硬的水平相同或更好。类似地，在EOT+4后， 5个患者中的3个的运动徐缓与基线水平相比得到改善。这些临床数据表 明FE的效果不是短暂的，而是可以维持。基于目标生物物理度量，FE后 上肢功能的增加在FE过程后4周得到保持。

实施例2

使用包括全脑MPGR解剖图像，扩散张肌成像和功能MRI（fMRI） 的MRI方案，对六个轻微（mild）到中度（moderate）PD患者研究剧烈 强迫锻炼对大脑激活模式的影响。对于所有扫描过程，患者“停用”抗帕金 森病药物。在无锻炼和强迫锻炼后两个情形下扫描患者。这些扫描过程的 顺序在六个患者中是随机化的，且扫描过程分开5-7天。在两天中，患者 大约在上午9点到实验室报到，并完成UPDRS和生物力学测试，并完成 要在扫描仪内进行的运动任务的熟悉化试验。在强迫锻炼日子中，患者执 行40分钟的强迫锻炼（与实施例1中的示范相同）并以UPDRS、盲式评 估进行临床评估。完成这些活动后，患者休息并被提供以一份小吃。大约 在下午2点，在两天中，患者通过轮椅送入扫描仪。锻炼完成和扫描开始 之间的时间为3小时。

在功能性MRI检查过程中进行的任务由跟踪任务组成，其中患者使 用精确抓握（仅拇指和食指）跟随投影的正弦或恒定线（constant line）。 将患者在挤压水填充球泡（bulb）时产生的压力量投射在显示屏上；患者 被指示将其线与恒定或正弦目标线匹配。恒定线对应于挤压时产生的患者 最大压力的20%，而正弦线在最大压力的5%到25%之间变化，正弦波的 频率为0.6Hz。对于恒定和正弦波跟踪，所有患者在扫描仪外进行最小50 的熟悉化试验。对于正弦和恒定跟踪任务，患者每只手进行五次试验。每 42秒试验后休息相同时间段。对于每个扫描过程中的每个对象，获得以下 数据。所有对象使用西门子Trio 3T扫描仪上12通道只接收探头阵列 （Siemens Medical Solutions，Erlangen）扫描。所有对象都配合到固头板 从而在扫描过程中限制头部运动。

扫描1，全脑T1：T1-加权转换恢复加速闪存（turboflash） （MPRAGE），120个轴向切片（axial slice），厚度1-1.2mm，视场（FOV） 为256mm×256mm，TI/TE/TR/倾倒角（FA）900ms/1.71ms/1900ms/8°， 矩阵256×128，接收器带宽（BW）62kHz。

扫描2：FMRI激活研究：利用预期性运动控制、梯度回波（gradient  recalled echo）、回波平面采集（echoplanar acquisition）获得160体积的31-4 mm厚的轴向切片，其中TE/TR/flip=29ms/2800ms/90°，矩阵=128×128， 256mm×256mm FOV，接收带宽125KHz。该扫描执行四次，在上述两 个任务的每个任务中每只手一次。

fMRI数据是以下面方式后处理的：1）使用来自AFNI的3dvolreg的 追溯性运动校正，2）利用Hamming滤波器空间滤波从而改善功能性对比 噪声比，以及3）通过执行参考函数（目标正弦波或恒定值）对每个体素 的时间序列（timeseries）的最小二乘法拟合生成学生t地图（map）。所获 得的学生t地图利用来自解剖扫描的地标转化为公共Talairach趋实体空间 （扫描1）。

图8示出从来自左手正弦跟踪示范（a，b）和左手恒定跟踪示范（c， d）的用于激活的组平均t地图获得的通过基本和补充运动区的单轴切片， 其中针对无锻炼（左图像）和强迫锻炼后（右图像）。这些地图表明在强 迫锻炼后与无锻炼相比存在更大皮质激活体积，特别对于补充运动区。这 是以每个肢体执行的任务中的普遍观察结果。

基于UPDRS评级，与在无锻炼过程上进行的评级相比，在40分钟 强迫锻炼过程后，运动功能立即改善45%。个体患者的改善范围在32-53% 之间。这些临床结果类似于实施例1中所示的改善。评估跟踪性能的主要 结果是目标线（TWR）±2.5%内的时间。平均而言，对于恒定和正弦波任 务，与无锻炼对照条件相比，强迫锻炼后，跟踪性能改善（增加的TWR） 41和36%。

实施例3

在类似于实施例2中所描述的情形下，来自三个不同组（停药、服药、 和停药且经历强迫锻炼）中的十个患者的平均fMRI数据在图9中示出。 该fMRI数据表明皮层（顶部图像）和基底神经节（底部图像）的补充运 动区在强迫锻炼后的激活。

上面已经描述了本发明的实施例。当然，不能为了描述本发明而描述 每个可想得到的组件或方法组合，但本领域技术人员应将认识到本发明许 多进一步的组合和变换都是可能的。因此，本发明旨在包括在本申请范围 内的所有这样的改变、修改、和变化，包括所附的权利要求。