示出与外骨骼控制有关的有限状态机。如图12中所示，外骨骼100将移动 进入锁定状态210,在该状态下，当外骨骼100在阻力状态208下保持了比预设的最大站立 时间（t lim)更长时，力矩产生器156产生最大阻力矩。在本发明的一些实施方式中，此预设 的最大站立时间是1. 5秒。
[0052] 外骨骼100将移动进入锁定状态210,在该状态下，当外骨骼100在自由状态206 下保持了比预设的最大站立时间（t lim)更长时，力矩产生器156产生最大阻力矩。在本发 明的一些实施方式中，此预设的最大站立时间是1. 5秒。
[0053] 在本发明的一些实施方式中，当腿部信号140大于预定的最大大腿角度（即， θ ?>"θ,如图12中所示）时，外骨骼100将移动进入阻力状态208。在本发明的一些实施 方式中，当腿部信号140小于预定的最小大腿角度（即，ΘΛ8<上，如图12中所示）时，外 骨骼100将移动进入自由状态206。
[0054] 在本发明的一些实施方式中，外骨骼100包括手动锁定装置164 (参见图6)，其能 够产生用于控制器120的锁定信号212。在操作中，当手动锁定装置164被致动时，外骨骼 100将移动进入锁定状态210 (如图12中所示），在该状态下，力矩产生器156产生最大阻 力矩。
[0055] 在本发明的一些实施方式中，外骨骼100包括手动解锁装置166 (参见图6)，其能 够产生用于控制器120的手动解锁信号214,其中当手动解锁装置166被致动时，外骨骼 100将移动进入解锁状态200,在该状态下，力矩产生器156产生最小阻力矩。在本发明的 一些实施方式中，最小阻力矩具有零值。
[0056] 在本发明的一些实施方式中，外骨骼100包括能够产生用于控制器120的手动就 座信号216的手动就座装置168 (图6)。在操作中，当手动就座装置168被致动时，外骨骼 100将移动进入就座状态202,在该状态下，力矩产生器156产生适合逐渐地屈曲膝部关节 106的任意阻力矩。在本发明的一些实施方式中，在就座状态202结束时，当腿部信号140 达到预设的最大就座大腿角度值（)时，外骨骼100将移动进入解锁状态200。在本 发明的一些实施方式中，此预设的最大就座大腿角度大约是90度。
[0057] 手动锁定装置164、手动解锁装置166以及手动就座装置168包括能够产生用于控 制器120的手动锁定信号212、手动解锁信号214和手动就座信号216的任意信号产生器或 信号产生器的组合。这些信号产生器（即，164、166和168)的例子包括但不局限于开关、瞬 时开关、拨动开关、开关按钮、滑动开关、旋钮、电位计、拇指滚动按钮及其组合。在本发明的 一些实施方式中，手动锁定装置164和手动解锁装置166是相同的硬件。本领域的普通技 术人员可以理解的是，存在用于通过一个或多个信号产生器产生上述信号的多种方法。
[0058] 下楼梯。当下楼梯时，人体的大腿相对于垂直重力线161的绝对角度经历周期性 的运动，然而，此大腿绝对角度总是正的。如图13中所示，在下楼梯期间，相对于垂直重力 线161的绝对大腿角度增加到大约30°并且减小到大约12.30°。我们发现，如果1和石 被设置为操作外骨骼100以用于水平行走（比如，如上所述，1=- 18°并且18°)，则 在下楼梯时外骨骼100仍然可以运作。当大腿角度被检测为大于￥(比如18° )时，虽然 人体的腿部还处于摆动期（即，没有接触地面），但是外骨骼100移动进入阻力状态208 (如 图12中所示）。这意味着当腿部接触地面时，外骨骼100将准备响应膝部屈曲而产生阻力 矩。在下楼梯时，由于膝部角度在支撑期期间已经被充分屈曲，因此人体在摆动期期间一般 不会弯曲她/他的膝部。在本发明的一些实施方式中，当下楼梯时，由于相对于垂直重力线 161的绝对大腿角度不会下降到小于Θ，因此外骨骼100不会进入自由状态206。这意味 着，在本发明的一些实施方式中，用于i和^的一组参数对于水平地面行走和下楼梯是足 够的。图14中示出用于下楼梯的阻力矩分布的实施方式。
[0059] 参考回图12,当外骨骼100处于自由状态206并且大腿连接件102相对于垂直重 力线161的绝对角度大于^时，外骨骼100将移动进入阻力状态208。当外骨骼100处于阻 力状态208并且大腿连接件102相对于垂直重力线161的绝对角度小于时，外骨骼100 移动进入自由状态206。对图14和图12的细致观察揭示出，由于在下楼梯时大腿连接件 102相对于垂直重力线161的绝对角度永不会变为小于_§_，因此在下楼梯期间外骨骼100 将永不会进入自由状态206。
[0060] 上楼梯。当爬楼梯时，人体的大腿角度经历周期性的运动。图15显示人体爬一组 楼梯。可以观察到，一旦人体的大腿相对于垂直重力线161的绝对角度变得大于^ (比如 18° )，膝部角度（在大腿和小腿之间的角度）就需要自由屈曲到约90°，并且随后伸展到 约50°。由于在大腿绝对角度大于^时外骨骼100不能自由屈曲，因此人体的腿部会撞到 下一台阶。这意味着，在一些实施方式中，我们不能使用在水平步行期间我们使用的相同的 ^的值用于上楼梯。在此提供了几个解决方案。在第一解决方案中，在爬楼梯的同时，使用 手动解锁装置166将外骨骼100移动到解锁状态200变得有必要。
[0061] 在第二解决方案中，如果膝部角度测量是可用的，则随后它可以被用于区分 水平步行和上楼梯。膝部角度测量θ"_表示大腿和小腿之间的角度，如图15中所示。图 15显示刚好在足趾离地后的膝部角度测量（Θ )，其从很小的值（几乎为零度）增加到 较大的值（邻近90°的某处）。当腿部信号140达到^时，膝部角度基本上大于水平步行的 膝部角度。在水平步行期间，当腿部信号140达到^时，膝部角度测量通常约是15°，但是 在上楼梯期间，当腿部信号140达到￥时，膝部角度测量大约是45°。当腿部信号140达到 $并且膝部角度测量小于(即，Θ )时，控制器将移动到阻力状态208。在本 发明的一些实施方式中，被选择为30°，其为大于在水平步行期间的最大膝部角度测 量的数值。然而，当腿部信号达到g并且膝部角度测量大于(即θ )时，控制 器将保持在它的自由状态206。可以通过在膝部关节中安装编码器或解析器或任意角度传 感器来执行膝部角度测量。
[0062] 在第三解决方案中，将上和^修改为适于爬楼梯和斜坡的合适的值变得有必要。 在本发明的一个实施方式中，i和^可以被设置为10°和60°，以用于爬楼梯和斜坡。
[0063] 图16-19描述本发明的实施方式，其中外骨骼进一步包括踝足矫形器。在本发明 的一些实施方式中，比如在图16中所示的实施方式中，踝足矫形器402能够被接合到人体 的足部。在本发明的一些实施方式中，踝足矫形器402可连接到小腿连接件104。在本发 明的一些实施方式中，如图16中所示，外骨骼300进一步包括踝足矫形器402,该踝足矫形 器402被佩戴在佩戴者的鞋303的外部。在本发明的一些实施方式中，如图17中所示，外 骨骼400进一步包括踝足矫形器404,该踝足矫形器404被类似鞋垫那样佩戴在佩戴者的 鞋的内部（为了清晰起见，佩戴者的鞋未显示）。本领域的普通技术人员可以得到许多形 式的内部和外部踝足矫形器。图18显示外骨骼500的实施方式，其进一步包括踝足矫形器 406,该踝足矫形器406是具有固定的（但有时是可调节的）铰链的标准的短腿部踝足矫形 器（AFO)。这种类型的AFO相对较轻，并且易于装配到鞋中。这种AFO关于小腿连接件104 将足部保持在任意需要的角度。进一步地，这种AFO不允许跖屈或背屈，所以它不如其它梏 具那样提供自然步态。图17示出外骨骼400的实施方式，其中踝足矫形器404是标准的硬 踝足矫形器。这种类型的踝足矫形器阻止跖屈并且也阻止或限制背屈。图19示出外骨骼 600的实施方式，其包括踝足矫形器408,该踝足矫形器408是跖屈止动踝足矫形器。通过 不让足部连接件103指向下方，这种AFO表现为阻止跖屈。这种类型的AFO具有允许足部 的正常背屈的铰链107。
[0064] 应该理解的是，虽然显示出不同踝足矫形器的特定示例，但是还有可利用本发明 的其它类型的踝足矫形器。例如，在本发明的一些实施方式中，踝足矫形器是背屈辅助 AFO (未显示）。这种类型的AFO类似图18中所示的AF0,但是具有在足部脱离地面时表现 为提升足部连接件203 (使踝部背屈）的弹簧状铰链。背屈辅助AFO提供了更多自然步态型 的优点。在本发明的一些实施方式中，踝足矫形器是标准后片弹性踝足矫形器（未显示）。 在本发明的一些实施方式中，踝足矫形器是能量返回踝足矫形器（未显示）。这种类型的 AFO使用置于AFO的材料中的自然屈曲来提供背屈辅助。这些装置经常由碳石墨材料制成。 总之，本发明的踝足矫形器包括能够执行所指出的功能的任意装置或内部或外部踝足矫形 器的组合。外部或内部踝足矫形器的示例包括但不局限于柔性AF0、刚性AF0、具有落叶松 屈曲的AF0、具有抗距骨的AFO、AFO抗距骨（前壳体或壳体在前面）、具有自由运动踝部关 节的AF0、具有可调的刚性踝部关节的AF0、具有弹簧承载踝部关节的AF0、具有可调的弹簧 承载踝部关节的AFO及其组合。
[0065] 图20和21示出本发明的实施方式，其中外骨骼610进一步包括外骨骼主体350。 外骨骼主体350可配置为接合到人体上身。在本发明的一些实施方式中，外骨骼主体350 类似背包一样被接合到人体（未显示）。在本发明的一些实施方式中，外骨骼主体350类似 腰带一样被接合到人体，例如，如图20中所示。外