曹恩國，高 陽，王 剛，胡偉峰，曹 毅

(1. 江南大學(xué) 設(shè)計(jì)學(xué)院， 江蘇 無錫 214122； 2. 江南大學(xué) 機(jī)械工程學(xué)院， 江蘇 無錫 214122)

目前，外骨骼機(jī)器人已經(jīng)成為國內(nèi)外各科研機(jī)構(gòu)的研究熱點(diǎn)[1-2]。下肢外骨骼是一種可穿戴的機(jī)械裝置，為穿戴者提供支撐、保護(hù)和助行等幫助[3-4]。外骨骼按照動(dòng)力源可分成主動(dòng)式和被動(dòng)式兩類：主動(dòng)式外骨骼需要外部能源提供能量，如BLEEX[5-6]、ReWalk[7-8]、HAL[9]等，整體重量較大，結(jié)構(gòu)較復(fù)雜，電池電量耗盡后將嚴(yán)重阻礙人體的運(yùn)動(dòng)；被動(dòng)式外骨骼不需要外部能源的驅(qū)動(dòng)，依靠機(jī)械外骨骼自身的傳動(dòng)機(jī)構(gòu)來實(shí)現(xiàn)助力。比利時(shí)根特大學(xué)運(yùn)動(dòng)科學(xué)系的研究表明踝關(guān)節(jié)跖屈所需的力量可以從膝關(guān)節(jié)伸展減速運(yùn)動(dòng)中回收，該團(tuán)隊(duì)設(shè)計(jì)的被動(dòng)式外骨骼可以減少穿戴者(6±2)%的行走能量消耗，但該外骨骼不能移動(dòng)[10]。美國特拉華大學(xué)開發(fā)出了一種“重力平衡”被動(dòng)式外骨骼，這種外骨骼可以在整個(gè)步態(tài)范圍內(nèi)卸載掉下肢關(guān)節(jié)的負(fù)重，穿戴外骨骼條件下的平均肌電描記(ElectroMyoGraphy, EMG)峰值約為不穿戴外骨骼條件下的25%[11]。澳大利亞國防科技組織研發(fā)的被動(dòng)式外骨骼的柔性電纜系統(tǒng)可以將66%的負(fù)重直接傳遞到地面[12]。美國卡內(nèi)基梅隆大學(xué)設(shè)計(jì)了一款被動(dòng)式外骨骼，通過棘輪結(jié)構(gòu)和彈簧收集小腿拉伸與收縮的能量用于行走過程助力，但只能降低7.2%的能量消耗[13]。綜上所述，現(xiàn)存被動(dòng)式外骨骼在負(fù)重方面表現(xiàn)出色，但在步行輔助中存在助力效果不明顯等缺陷。本研究開發(fā)了一種基于重力勢能鎖止的下肢外骨骼，利用行走過程中人體整體重力勢能損失作為驅(qū)動(dòng)能源，并制作了能量轉(zhuǎn)換裝置，將重力勢能“轉(zhuǎn)移”到擺腿所用的動(dòng)能，這樣只需較小的儲(chǔ)能行程就可以為擺腿提供較大的助力行程與能量輔助，從而達(dá)到輔助步行的目的。該設(shè)計(jì)具有重量輕、成本低、與人體匹配度高等優(yōu)點(diǎn)，并通過實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證了該外骨骼樣機(jī)的助力性能。

1 外骨骼設(shè)計(jì)與分析

1.1 外骨骼原理設(shè)計(jì)與機(jī)構(gòu)設(shè)計(jì)

如圖1所示，人體按照正常步態(tài)行走時(shí)，單個(gè)步態(tài)周期可分為支撐相和擺動(dòng)相。從首次觸地期到支撐相末期，人的單腳從懸空到與地面接觸，重力勢能與肢體動(dòng)能做功，直到重力勢能降到最低。從擺動(dòng)相前期到擺動(dòng)相末期，人體依靠自身肌肉和慣性完成下肢屈曲動(dòng)作。根據(jù)哈佛大學(xué)學(xué)者M(jìn)ochon和McMahom對(duì)人類行走過程中擺動(dòng)腿的研究得出，人體支撐腿與擺動(dòng)腿的運(yùn)動(dòng)狀態(tài)類似于倒立雙擺[14]。因此，本設(shè)計(jì)將助力機(jī)構(gòu)放置在髖關(guān)節(jié)處，在支撐相儲(chǔ)存重力勢能與動(dòng)能做功，減少觸地時(shí)對(duì)各關(guān)節(jié)造成的沖擊，在擺動(dòng)相釋放存儲(chǔ)的能量提升大腿以達(dá)到輔助行走的效果，在擺動(dòng)過程中膝關(guān)節(jié)的運(yùn)動(dòng)主要靠擺腿的慣性實(shí)現(xiàn)運(yùn)動(dòng)輔助。

圖1 人體步態(tài)Fig.1 Human gait diagram

根據(jù)以上分析，設(shè)計(jì)了一款被動(dòng)式下肢外骨骼，其基本結(jié)構(gòu)和零部件如圖2所示。此外骨骼模型通過曲柄滑塊機(jī)構(gòu)實(shí)現(xiàn)彈簧垂直位移與髖關(guān)節(jié)旋轉(zhuǎn)的轉(zhuǎn)化，且保持了較好的傳動(dòng)角[15]。通過大小鏈輪傳動(dòng)實(shí)現(xiàn)行程的放大，將較小的彈簧伸縮量轉(zhuǎn)化為足夠大的髖關(guān)節(jié)擺腿角度；通過足部換向機(jī)構(gòu)實(shí)現(xiàn)行程的放大，保證了踩踏舒適；通過棘輪、棘爪實(shí)現(xiàn)助力的傳動(dòng)鎖定，通過擺盤機(jī)構(gòu)實(shí)現(xiàn)傳動(dòng)鎖定的自動(dòng)控制，并通過滑輪與牽引鋼絲實(shí)現(xiàn)彈簧伸縮行程的倒置。整體模型在髖關(guān)節(jié)、膝關(guān)節(jié)、踝關(guān)節(jié)處設(shè)定了三個(gè)旋轉(zhuǎn)自由度，髖關(guān)節(jié)的運(yùn)動(dòng)范圍為-10°～50°，膝關(guān)節(jié)與踝關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)范圍不限制，雙腿外骨骼總質(zhì)量為2.85 kg。

(a) 總體裝配示意(a) Schematic diagram of general assembly

(b) 傳動(dòng)鎖定機(jī)構(gòu)示意(b) Schematic diagram of transmission and locking mechanism圖2 外骨骼零部件示意Fig.2 Schematic diagram of exoskeleton components

1.2 外骨骼助力過程及關(guān)鍵步態(tài)分析

如圖3(a)、圖3(e)所示，穿戴外骨骼模型行走，在支撐相前期足底觸及地面后，進(jìn)入儲(chǔ)能階段，在支反力FN的作用下鋼絲的拉力F1將彈簧拉伸，曲柄做逆時(shí)針運(yùn)動(dòng)。在儲(chǔ)能階段末期，當(dāng)人體處于支撐相中后期時(shí)，腳面與地面完全接觸，此時(shí)髖關(guān)節(jié)的運(yùn)動(dòng)角度為-10°，隨大腿桿一起運(yùn)動(dòng)的擺盤，在其上柱體B的推動(dòng)力作用下，將棘爪扣合在棘輪的輪齒中，鏈傳動(dòng)失效，與大鏈輪相連接的曲柄處于最上方的極限位置，系統(tǒng)進(jìn)入釋能階段開始輔助抬腿。

如圖3(b)、圖3(f)所示，在助力階段中，彈簧逐漸縮短，釋放能量為髖關(guān)節(jié)助力。棘輪和棘爪處于扣合狀態(tài)，鏈傳動(dòng)的失效導(dǎo)致曲柄在這個(gè)過程中處于靜止?fàn)顟B(tài)，連桿的下端點(diǎn)在彈簧的拉力F2作用下相對(duì)于大腿桿做直線運(yùn)動(dòng)。這個(gè)過程中連桿繞其上端點(diǎn)做逆時(shí)針轉(zhuǎn)動(dòng)，連桿在彈簧導(dǎo)套側(cè)面施加力來助力抬腿過程。

如圖3(c)、圖3(g)所示，當(dāng)助力過程結(jié)束時(shí)，髖關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)角度為50°，隨大腿桿一起運(yùn)動(dòng)的擺盤在其后面柱體A的推動(dòng)力作用下，將棘爪和棘輪打開，鏈傳動(dòng)恢復(fù)工作，此時(shí)彈簧處于原長，大腿處于步態(tài)最高位置。

如圖3(d)、圖3(h)所示，釋能過程結(jié)束后，步態(tài)將進(jìn)入過渡階段，髖關(guān)節(jié)開始做順時(shí)針轉(zhuǎn)動(dòng)，小腿在慣性的作用下繼續(xù)做逆時(shí)針轉(zhuǎn)動(dòng)。此階段棘爪和棘輪處于打開狀態(tài)，鏈傳動(dòng)恢復(fù)工作，在腳面觸及地面之前，曲柄伴隨著大鏈輪做順時(shí)針轉(zhuǎn)動(dòng)。直到足底再次觸及地面后，開始儲(chǔ)能階段，進(jìn)入下一次步態(tài)循環(huán)。

圖3 外骨骼工作過程Fig.3 Working process of exoskeleton

2 基于Adams的外骨骼動(dòng)力學(xué)分析

2.1 Adams仿真預(yù)處理

Adams是一款強(qiáng)大的動(dòng)力學(xué)仿真軟件，復(fù)雜模型需要先在其他建模軟件中建立，再導(dǎo)入仿真，本研究模型可以在本軟件內(nèi)直接建立，并按照如下步驟設(shè)置：設(shè)置背景網(wǎng)格參數(shù)及重力參數(shù)；將人體上肢簡化為大地參考系下的固定端；將連桿的連接部分均設(shè)置為轉(zhuǎn)動(dòng)副；添加各部分質(zhì)量參數(shù)，例如穿戴外骨骼時(shí)大腿部分質(zhì)量應(yīng)設(shè)置為大腿質(zhì)量與大腿桿質(zhì)量之和；將各個(gè)轉(zhuǎn)動(dòng)副驅(qū)動(dòng)數(shù)據(jù)導(dǎo)入，將各個(gè)關(guān)節(jié)對(duì)應(yīng)的角位移添加至轉(zhuǎn)動(dòng)副上；將足部所受摩擦力及支持力導(dǎo)入；設(shè)置仿真時(shí)長為1.3 s，仿真步數(shù)為500。完成后外骨骼動(dòng)力學(xué)模型如圖4所示，動(dòng)力學(xué)模型參數(shù)如表1所示。

圖4 外骨骼動(dòng)力學(xué)模型Fig.4 Dynamic model of exoskeleton

表1 外骨骼動(dòng)力學(xué)模型參數(shù)

2.2 仿真結(jié)果與分析

此外骨骼的傳動(dòng)系統(tǒng)主要針對(duì)髖關(guān)節(jié)的運(yùn)動(dòng)，并不涉及膝關(guān)節(jié)和踝關(guān)節(jié)的助力，且髖關(guān)節(jié)助力并不會(huì)影響到膝關(guān)節(jié)、踝關(guān)節(jié)的力矩和功率，因此僅計(jì)算了髖關(guān)節(jié)的力矩和功率變化曲線。將動(dòng)力學(xué)模型的參數(shù)導(dǎo)入Adams中，得到髖關(guān)節(jié)力矩和髖關(guān)節(jié)功率變化如圖5～10所示。

如圖5、圖6所示，通過對(duì)比兩個(gè)階段發(fā)現(xiàn)，在儲(chǔ)能階段，無外骨骼下肢的髖關(guān)節(jié)峰力矩要小于穿戴外骨骼時(shí)的髖關(guān)節(jié)峰力矩，而在釋能階段，穿戴外骨骼的髖關(guān)節(jié)峰力矩則小于無外骨骼下肢的髖關(guān)節(jié)峰力矩，且釋能階段穿戴外骨骼對(duì)于髖關(guān)節(jié)峰力矩的積極作用大于在儲(chǔ)能階段的消極作用。如圖7所示，通過對(duì)比無外骨骼下肢的髖關(guān)節(jié)峰力矩總量和穿戴外骨骼髖關(guān)節(jié)峰力矩總量，可以發(fā)現(xiàn)峰力矩有了23.43%的下降。

圖5 儲(chǔ)能階段髖關(guān)節(jié)力矩對(duì)比Fig.5 Comparison of hip joint torque in energy storage stage

圖6 釋能階段髖關(guān)節(jié)力矩對(duì)比Fig.6 Comparison of hip joint torque in energy release stage

圖7 髖關(guān)節(jié)峰力矩對(duì)比總圖Fig.7 Total comparison of hip joint peak torque

圖8 儲(chǔ)能階段髖關(guān)節(jié)功率對(duì)比Fig.8 Comparison of hip joint power in energy storage stage

圖9 釋能階段髖關(guān)節(jié)功率對(duì)比Fig.9 Comparison of hip joint power in energy release stage

圖10 髖關(guān)節(jié)做功對(duì)比總圖Fig.10 Total comparison of hip joint work

如圖8、圖9所示，通過對(duì)比兩個(gè)階段發(fā)現(xiàn)，在儲(chǔ)能階段，無外骨骼下肢的髖關(guān)節(jié)做功量要小于穿戴外骨骼時(shí)的髖關(guān)節(jié)做功量，而在釋能階段，穿戴外骨骼的髖關(guān)節(jié)做功量則小于無外骨骼下肢的髖關(guān)節(jié)做功量，且釋能階段穿戴外骨骼對(duì)于髖關(guān)節(jié)做功的積極作用大于在儲(chǔ)能階段的消極作用。如圖10所示，通過對(duì)比無外骨骼下肢的髖關(guān)節(jié)做功總量和穿戴外骨骼髖關(guān)節(jié)做功總量，可以發(fā)現(xiàn)做功總量有了30.59%的下降。

3 外骨骼實(shí)驗(yàn)分析

3.1 外骨骼性能測試標(biāo)準(zhǔn)

以往學(xué)者提出了多個(gè)外骨骼效能變化的測試標(biāo)準(zhǔn)：MacGregor等驗(yàn)證了被動(dòng)外骨骼在平均行走速度下的行動(dòng)能力提升[16]，通過標(biāo)準(zhǔn)化手段確定了行走速度與心率之間的關(guān)系，這種方法也被稱為生理消耗指數(shù)(Physiological Cost Index， PCI)；在文獻(xiàn)[17]中，作者通過平均行走速度和PCI確定被動(dòng)式外骨骼在行走過程中對(duì)于行動(dòng)能力的提升，并且測量了氧氣消耗水平(發(fā)現(xiàn)了氧氣消耗法和PCI方法在能量消耗測量上具有很高的相關(guān)性)；Isakov等[18]提出了一種FES-aided步行系統(tǒng)，通過測試步態(tài)數(shù)據(jù)和平均速度來測試行動(dòng)能力；Kobetic等[19]介紹了一種叫作hybrid-FES的系統(tǒng)，可以通過提供平均速度、心率和血壓變化、氧氣消耗和二氧化碳呼出以及髖部和膝蓋角度變化的動(dòng)力學(xué)數(shù)據(jù)來描述腿部行動(dòng)能力。直到最近，Esquenazi等[20]采用了兩種標(biāo)準(zhǔn)化手段——十米步行測試(Ten-Meter Walk Test, 10MWT)實(shí)驗(yàn)以及六分鐘步行測試(Six-Minute Walk Test,6MWT)實(shí)驗(yàn)來測試截癱患者在使用外骨骼情況下的行走能力，記錄了心率和血壓的變化，但是并沒有將這些測試手段結(jié)合起來。Farris等[21]通過將多種標(biāo)準(zhǔn)化手段結(jié)合站起行走計(jì)時(shí)(Time Up-and-Go,TUG)實(shí)驗(yàn)、10MWT實(shí)驗(yàn)以及6MWT實(shí)驗(yàn)，較為全面地得到了患者在穿戴兩款外骨骼下的行動(dòng)能力。

測試行走能力主要通過監(jiān)測行走過程中的速度、距離和PCI兩種手段。本文將從多個(gè)角度來描述測試者的行動(dòng)能力，共采取三組測試，分別為TUG實(shí)驗(yàn)、6MWT實(shí)驗(yàn)以及上坡步行測試(Up Hill Test,UHT)，實(shí)驗(yàn)環(huán)境如圖11所示。在衡量行走消耗的指標(biāo)中，氧氣消耗被認(rèn)為是一種較為完善的手段，然而需要很高的實(shí)驗(yàn)成本。因此，有人提出基于心率變化來測試能量消耗的方法，其中較為經(jīng)典的分別是文獻(xiàn)[22]中提到的總心率指數(shù)(Total Heart Beats Index, THBI)及在文獻(xiàn)[16]中提到的PCI。THBI與氧氣消耗具有高相關(guān)性，PCI相比THBI而言其對(duì)于氧氣消耗的相關(guān)性略微下降，但THBI要求在行走過程中不間斷地獲取心率數(shù)據(jù)，而PCI只需要測量休息狀態(tài)下的和運(yùn)動(dòng)后的運(yùn)動(dòng)心率，對(duì)于測試環(huán)境的適應(yīng)性更好[23]。因此，本研究采用PCI標(biāo)準(zhǔn)測試方法，測試者需要測量試驗(yàn)前的心率P1(beats/min)和試驗(yàn)后的心率P2(beats/min)，以及平均速度v(m/min)，PCI可以由下列方程得到：

(a) TUG實(shí)驗(yàn)(a) TUG experiment(b) 6MWT實(shí)驗(yàn)(b) 6MWT experiment(c) UHT實(shí)驗(yàn)(c) UHT experiment圖11 實(shí)驗(yàn)環(huán)境Fig.11 Experiment environment

(1)

3.2 實(shí)驗(yàn)測試流程

5名來自江南大學(xué)機(jī)械工程學(xué)院的健康測試者(年齡25±2歲，身高172±5 cm，體重72±4 kg)加入了此次實(shí)驗(yàn)，在測試之前1 h首先讓測試者熟悉下肢外骨骼的使用方法，然后分別進(jìn)行不穿戴外骨骼和穿戴外骨骼的運(yùn)動(dòng)實(shí)驗(yàn)，首先進(jìn)行TUG測試，然后進(jìn)行6MWT測試，最后進(jìn)行UHT測試。采用華為運(yùn)動(dòng)手環(huán)測量記錄受試者的心率。

3.2.1 TUG測試流程

TUG測試標(biāo)準(zhǔn)如下所述：選擇無坡度水平地面作為測試環(huán)境，在起點(diǎn)設(shè)置椅子，并在距離15 m的位置上標(biāo)記轉(zhuǎn)折點(diǎn)，測試者聽到指令后在起點(diǎn)由坐姿站起，并以舒適的速度走向轉(zhuǎn)折點(diǎn)，到達(dá)后轉(zhuǎn)身走回起點(diǎn)，往返共30 m，實(shí)驗(yàn)結(jié)束后記錄下完成的總時(shí)間。為了標(biāo)準(zhǔn)化測試，每次測試都在靜息心率時(shí)記錄心率并開始，完成任務(wù)后15 s再次記錄心率。測試者在未穿戴和穿戴外骨骼時(shí)各完成3次有效測試，在測試過程中遇到未獲取到心率的情況則視為無效測試。TUG測試主要考察測試者完成日常組合運(yùn)動(dòng)的能力。

3.2.2 6MWT測試流程

6MWT測試標(biāo)準(zhǔn)如下所述：選擇無坡度的水平地面作為測試環(huán)境，測試者聽到指令后開始，并以盡可能快的速度行走，到達(dá)6 min時(shí)停止，實(shí)驗(yàn)結(jié)束后記錄下完成的總距離。為了標(biāo)準(zhǔn)化測試，每次測試都在靜息心率時(shí)記錄心率并開始，完成任務(wù)后15 s再次記錄心率。測試者在未穿戴和穿戴外骨骼時(shí)各完成3次有效測試。6MWT測試主要考察測試者持續(xù)步行的運(yùn)動(dòng)能力。

3.2.3 UHT測試流程

UHT測試標(biāo)準(zhǔn)如下所述：選擇江南大學(xué)曲水橋作為測試環(huán)境，橋底起點(diǎn)與橋頂終點(diǎn)之間距離為80 m，高度差為8 m，測試者聽到指令后開始，并以盡可能快的速度行走，到達(dá)終點(diǎn)后停止，實(shí)驗(yàn)結(jié)束后記錄下完成的總時(shí)間。為了標(biāo)準(zhǔn)化測試，每次測試都在靜息心率時(shí)記錄心率并開始，完成任務(wù)后15 s再次記錄心率。測試者在未穿戴和穿戴外骨骼時(shí)各完成3次有效測試。UHT測試主要考察測試者上坡步行的運(yùn)動(dòng)能力。

3.3 測試結(jié)果與討論

對(duì)于測試結(jié)果，在三個(gè)方面進(jìn)行討論，分別是運(yùn)動(dòng)能力、心率以及能量消耗，本文使用了SPSS 2.0版本的配對(duì)樣本t檢驗(yàn)，并以95%的置信級(jí)別來確保每組測試的差異在統(tǒng)計(jì)學(xué)上是顯著的(p>0.05時(shí)差異不顯著，p<0.05時(shí)差異顯著)。

3.3.1 運(yùn)動(dòng)能力

如表2所示，將TUG和UHT測試的完成時(shí)間、6MWT測試的行走距離作為檢測運(yùn)動(dòng)能力的測試標(biāo)準(zhǔn)，記錄了各組的測試數(shù)據(jù)平均值以及標(biāo)準(zhǔn)差。其中TUG測試時(shí)間未通過顯著性測試，其原因可能在于TUG測試動(dòng)作較為復(fù)雜，測試者在動(dòng)作轉(zhuǎn)換時(shí)會(huì)受到外骨骼結(jié)構(gòu)的影響，從而抵消了外骨骼帶來的運(yùn)動(dòng)能力的提升。在6MWT測試中，測試者的運(yùn)動(dòng)能力有了5.29%的提升，且通過了顯著性測試，證明了外骨骼在連續(xù)平地運(yùn)動(dòng)中的有效性。在UHT測試中，測試者完成運(yùn)動(dòng)的時(shí)間降低了1.21%，但是未通過顯著性測試，其原因可能在于測試者需要完成上坡動(dòng)作，外骨骼的自重影響了對(duì)運(yùn)動(dòng)能力的提升。

3.3.2 心率

將運(yùn)動(dòng)后15 s的心率和休息狀態(tài)心率的差值作為研究心率變化情況的標(biāo)準(zhǔn)，是否穿戴外骨骼的心率變化如表3所示，結(jié)果表明在TUG、6MWT和UHT測試中，在穿戴外骨骼時(shí)心率差分別有4.5%、3.3%和9.4%的下降，其中TUG和6MWT測試結(jié)果未通過顯著性測試，其原因可能是這兩種運(yùn)動(dòng)劇烈程度較低，助力效果帶來的心率差降低不顯著。UHT測試結(jié)果通過了顯著性測試，其原因可能是上坡路況運(yùn)動(dòng)程度更劇烈，助力效果帶來的心率差降低更加顯著。

表2 運(yùn)動(dòng)能力測試平均值及標(biāo)準(zhǔn)差總覽表

表3 心率差平均值及標(biāo)準(zhǔn)差總覽表

3.3.3 能量消耗

將PCI作為能量消耗的標(biāo)準(zhǔn)，表4中展示了是否穿戴外骨骼的測試數(shù)據(jù)。結(jié)果表明在TUG測試中，穿戴外骨骼的情況下能量消耗下降了2.9%，但是未通過顯著性測試，其原因可能在于TUG測試動(dòng)作較為復(fù)雜且劇烈程度較低，測試者在動(dòng)作轉(zhuǎn)換時(shí)會(huì)受到外骨骼結(jié)構(gòu)的影響，降低了外骨骼的效果。在6MWT測試中，穿戴外骨骼的情況下能量消耗降低了8.1%，且通過了顯著性測試；在UHT測試中，穿戴外骨骼的情況下能量消耗下降了10.4%，且結(jié)果通過了顯著性測試。這說明在UHT和6MWT測試中，穿戴外骨骼能夠顯著降低能量消耗。

表4 能量消耗平均值及標(biāo)準(zhǔn)差總覽表

4 結(jié)論

本研究設(shè)計(jì)了一款被動(dòng)式下肢外骨骼，將重力勢能轉(zhuǎn)化為行走過程中的動(dòng)能，并分析了儲(chǔ)能和釋能兩個(gè)過程中的機(jī)構(gòu)傳動(dòng)以及能量轉(zhuǎn)換。通過外骨骼動(dòng)力學(xué)分析，得到髖關(guān)節(jié)峰力矩總量在穿戴外骨骼時(shí)比不穿戴外骨骼時(shí)降低了23.43%，髖關(guān)節(jié)做功總量在穿戴外骨骼時(shí)比不穿戴外骨骼時(shí)降低了30.59%，初步驗(yàn)證了外骨骼的效果。為了驗(yàn)證外骨骼的實(shí)際使用效果，分別進(jìn)行了短距離動(dòng)作轉(zhuǎn)換TUG測試、上坡行走UHT測試以及長時(shí)間連續(xù)行走6MWT測試。實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，穿戴外骨骼對(duì)于短距離動(dòng)作轉(zhuǎn)換未產(chǎn)生顯著效果, 但在長時(shí)間行走中降低了8.1%的能量消耗，在上坡行走中降低了10.4%的能量消耗。