示，第一摩擦表面是被接合到小腿连接件104的柱 体114的外表面126,并且第二摩擦表面是通过盘体115和盖体122被接合到大腿连接件 102的绕簧110的内表面134。优选地被接合到大腿连接件102的电子致动器116定位绕 簧110的第二端部118,并且控制柱体114的外表面126和绕簧110的内表面134之间的 压力。因此，可以控制大腿连接件102和小腿连接件104之间的阻力矩。本领域的普通技 术人员可以采用反向连接（未显示）使用上述手段。这指的是，在这种反向的情况中，弹簧 110的第一端部112被接合到小腿连接件104,并且柱体114被接合到大腿连接件102。进 一步地，在这种反向的情况中，电子致动器116被优选地接合到小腿连接件104。
[0041] 在本发明的一个实施方式中，柱体114的外径稍大于绕簧110的内径。在此实施 方式中，绕簧110的内径134在它的自由形态下（即，当绕簧110的第二端部118不受致动 器116约束时）与柱体114的外表面接触。这允许在绕簧110的第二端部118不被致动器 116约束且自由移动时绕簧110和柱体114之间的密配合。在此实施方式中，如图26中所 示，具有将致动器116接合到绕簧110的第二端部118的选择，以致绕簧110的第二端部不 受致动器116约束并且沿着箭头135自由移动。由于绕簧的第二端部可以在设置在杆133 中的狭缝137内自由地移动，因此这允许绕簧110的第二端部118的自由运动以松开绕簧 110。此实施方式特别的特性是允许大腿连接件102和小腿连接件104相对于彼此总是自 由的膝部伸展（或者在膝部伸展期间具有很小的阻力）。由于在绕簧110的第二端部118 不受约束时绕簧110和柱体114彼此接触，因此为了随后提供选择性的阻力矩，有必要使用 致动器116来沿着方向135移动绕簧110的第二端部118,以解开绕簧110。致动器116沿 着方向135越多的移动绕簧110的第二端部118,绕簧110将解开更多并且将产生更少阻力 矩。如果绕簧110的第二端部118沿着方向135移动到绕簧110和柱体114之间接触最少 (或者不接触）的点，则随后绕簧110的内表面和柱体114之间不产生阻力矩。在此实施 方式中，不管绕簧110的第二端部118的位置（即，不管响应大腿连接件102和小腿连接件 104之间的屈曲而产生多少阻力矩），柱体114(因而小腿连接件104)可以相对于大腿连接 件102沿着箭头175自由转动。在此实施方式中，即使在响应大腿连接件102和小腿连接 件104之间的屈曲而产生阻力矩时，大腿连接件102和小腿连接件104也可以总是相对于 彼此自由伸展（或者具有很小的阻力）。该特性是重要的，因为这允许膝部关节自由伸展或 者总是具有小的阻力，而不需要针对致动器116的任何指令。在此实施方式中，致动器116 只负责在小腿连接件104和大腿连接件102之间的屈曲期间产生选择性的阻力矩。此实施 方式的机械性质允许小腿连接件104和大腿连接件102总是相对于彼此自由伸展。可以理 解的是，如图27中所示，可以制造细长的孔（现为139)以代替在杆133中构造狭缝137。
[0042] 不论可控的阻力矩如何产生，图6示出本发明的实施方式以及它的控制器120。如 图6中所示，外骨骼100可配置为被接合到人体的下肢。外骨骼100包括可配置为与使用 者的大腿155-致的移动的大腿连接件102、可配置为与使用者的小腿154 -致的移动的小 腿连接件104、被配置为允许小腿连接件104和大腿连接件102之间的屈曲和伸展的膝部关 节106,被配置为在小腿连接件104和大腿连接件102之间产生可控阻力矩的力矩产生器 156,产生表示大腿连接件102的角度的腿部信号140的至少一个腿部传感器128以及能够 控制力矩产生器156的控制器120。
[0043] 力矩产生器156表示产生阻力矩的主要机构，其包括区别于摩擦力的其他方法。 特别地，力矩产生器156可以被配置为通过使用在图1至图5中所示的两个摩擦表面间的 摩擦力来产生大腿连接件102和小腿连接件104之间的可控阻力矩。在本发明的一些实施 方式中，液压系统（未显示）可以被用于提供大腿连接件102和小腿连接件104之间的可 控阻力矩（类似于液压假肢膝部）。在本发明的一些其他实施方式中，电动机和致动器（未 显示）可以被用于提供可控的阻力矩。
[0044] 在本发明的一些实施方式中，腿部传感器128包括可以在计算机或电子电路或两 者的帮助下给出大腿连接件102的绝对角度的传感器或传感器的组合。在本发明的一些实 施方式中，可以使用包括陀螺仪、加速计和磁力计的电子印刷电路板（PCB)。在本发明的一 些实施方式中，PCB传感器被安装在大腿连接件102上，以用于测量大腿连接件绝对角度。 PCB传感器可以进一步包括用于过滤和计算的微型计算机。PCB上的陀螺仪输出表示PCB或 者被连接到PCB的任意构件的角速度的信号。在本发明的一些实施方式中，陀螺仪输出表 示大腿连接件102的角速度的信号。随后，陀螺仪的输出被整合以计算和生成PCB传感器 或大腿连接件102的绝对角度。PCB板上的加速计和磁力计被用于减少从角速度中计算绝 对角度的误差。在本发明的一些实施方式中，腿部传感器128包括用于大腿连接件102的 计算的自身的计算能力和电子电路。在本发明的一些实施方式中，外骨骼控制器120被用 于导出大腿连接件102的绝对角度。腿部信号140指的是在控制器中表示大腿连接件102 相对于垂直重力线161 (图7)或地面162 (图6)的绝对角度的信号、信号的组合或至少一 个变量。在一些实施方式中，可以使用传感器机载计算机产生腿部信号140。在一些实施方 式中，可以使用外骨骼控制器120或其他计算机或电路来产生腿部信号140。
[0045] 由于在行走期间人体的躯干（上身）取向是颇为垂直的，因此随后可以使用表示 使用者的躯干和大腿连接件102之间的角度的信号作为腿部信号140。如图20所示，这可 以通过将传感器安装在髋部关节上来完成，以测量大腿连接件102和躯干连接件353之间 沿着屈曲伸展轴线352的屈曲和伸展。腿部传感器128的例子包括但不局限于旋转电位计、 线性电位计、磁编码器、光编码器、线性可变差动变压器、电容位移传感器、涡电流接近传感 器、可变电感接近传感器、摇臂开关、滑动开关、加速计、惯性测量单元、陀螺仪、磁力计及其 组合。在本发明的一些实施方式中，控制器120被接合到大腿连接件102。在本发明的一些 实施方式中，控制器120被接合到小腿连接件104。
[0046] 在外骨骼100的一个实施方式中，腿部信号140是表示大腿连接件102相对于如 图7中所示的垂直重力线161的绝对角度的信号。垂直重力线161平行于重力。惯性测量 单元（MU)传感器形式的腿部传感器128可以被固定到使用者的大腿155,并且可以产生 使用者的大腿155或大腿连接件102相对于垂直重力线161的绝对角度。由于使用者的大 腿155和大腿连接件102彼此一致的移动，因此腿部传感器128可以被固定到使用者的大 腿155或大腿连接件102。以下描述如何对于水平地面行走、下楼梯和上楼梯来控制外骨骼 IOOo
[0047] 水平行走。图8显示行走在水平地面上的人体的大腿相对于垂直重力线161的绝 对角度。在本发明的一个实施方式中，腿部信号140表不大腿连接件102相对于垂直重力 线161的绝对角度。从图8中可以看出，在这种情况中，大腿连接件102相对于垂直重力线 161的绝对角度被限制在大约-20°和+ 20°之间。这些限制可以从人体到人体而变化， 并且也作为时间或其它变量的函数在人体中变化。基于腿部信号140的值，控制器120控 制力矩产生器156的阻力矩。
[0048] 在操作中，当腿部信号140 (在此实施方式中，大腿连接件102相对于垂直重力线 161的绝对角度）变得大于预定的最大大腿角度^时，力矩产生器156响应屈曲而开始产生 阻力矩。参见图9。这使力矩产生器156准备响应足跟着地时的外骨骼膝部屈曲而产生阻 力矩。我们定义外骨骼100的这种状态为"阻力状态"208(如图12中所示）。在本发明的 一些实施方式中，我们认为此预定的最大大腿角度g为18°。根据人体的步态，此预定的最 大大腿角度可以被调整。使用这种方法，一旦腿部信号140变得大于角度g (比如18° )， 则即使膝部关节仍然还在经历伸展，外骨骼也会移动进入阻力状态208 (即，响应膝部屈曲 而提供阻力矩）。
[0049] 当腿部信号140变得小于预定的最小大腿角度时，力矩产生器156开始产生零或 最小阻力矩。此预定的最小大腿角度通过_1表示（如图9中所示）。换句话说，当腿部信 号140变得小于此最小大腿角度时，力矩产生器156减小在膝部关节106处的阻力矩，这使 外骨骼100准备进入自由状态。如图12中所示，我们定义外骨骼100的这种状态为"自由 状态"206。在本发明的优选实施方式中，力矩产生器156将阻力矩减小到零或它可能的最 小值。在本发明的一些实施方式中，我们设定此预定的最小大腿角度为-18°。此预定的 最小大腿角度可以根据人体的步态被调整。
[0050] 在阻力状态208期间，存在许多形式的阻力矩分布。如图10中所示，在本发明的 一些实施方式中，阻力矩快速增大到它的最大值。阻力矩减小并且随后刚好在足趾离地前 再次增大（作为腿部信号140或膝部角度或它们的组合的函数）。这种性质的分布可以适 于运动性失调的人体。图11示出阻力矩分布的其他实施方式，其可被用于具有完整运动性 的人群。如图11中所示，阻力矩很快增大到它的最大值，并且随后下降到最小值。
[0051] 图12