声学设备以及使用该声学设备的方法.pdf

本申请的声学设备以及使用该声学设备的方法允许明亮、清楚的声音的感知。在用于通过使振动体(10a)与人体耳廓接触从而通过振动传导将声音传递至用户的声学设备(1)中，在声学设备(1)与耳模型(50)接触期间输出可听频带中的预定频率的基音的情况下，当配置有耳模型(50)和传声器(62)的测量系统(10)测量人工外耳道(53)内的空气传导音时，在第一预定计数条件下测量3个以上的泛音，该3个以上的泛音在第六泛音以上并且音量高于比基音的音量低45dB的音量，其中，耳模型(50)具有人工耳廓(51)和人工外耳道(53)，传声器(62)测量空气传导音。

1.  一种声学设备，用于通过使振动体与人体耳廓接触，从而通过振动传导将声音传递至用户，其中，
在所述声学设备与耳模型接触期间输出可听频带中的预定频率的基音的情况下，当配置有所述耳模型和传声器的测量系统测量人工外耳道内的空气传导音时，
在第一预定计数条件下测量3个以上的泛音，所述3个以上的泛音在第六泛音以上并且音量高于比所述基音的音量低45dB的音量，
其中，所述耳模型具有人工耳廓和所述人工外耳道，所述传声器测量所述空气传导音。

2.  一种声学设备，用于通过使振动体与人体耳廓接触，从而通过振动传导将声音传递至用户，其中，
在所述声学设备与耳模型接触期间输出可听频带中的预定频率的基音的情况下，当配置有所述耳模型和传声器的测量系统测量人工外耳道内的空气传导音时，
在第二预定计数条件下测量3个以上的泛音，所述3个以上的泛音在第六泛音以上并且音量高于所述基音的音量的一半，
其中，所述耳模型具有人工耳廓和所述人工外耳道，所述传声器测量所述空气传导音。

3.  一种声学设备，用于通过使振动体与人体耳廓接触，从而通过振动传导将声音传递至用户，其中，
在所述声学设备与耳模型接触期间输出可听频带中的预定频率的基音的情况下，当配置有所述耳模型、传声器和振动测量计的测量系统测量基于所述传声器的测量值和所述振动测量计的测量值合成的音量时，
在第一预定计数条件下测量3个以上的泛音，所述3个以上的泛音在第六泛音以上并且音量高于比所述基音的音量低45dB的音量，
其中，所述耳模型包括人工耳廓和人工外耳道，所述传声器测量在所述人工外耳道内的空气传导音，所述振动测量计测量在所述耳模型内的振动。

4.  一种声学设备，用于通过使振动体与人体耳廓接触，从而通过振动传导将声音传递至用户，其中，
当配置有耳膜型、传声器和振动测量计的测量系统在所述声学设备与所述耳模型接触的情况下测量基于所述传声器的测量值和所述振动测量计的测量值合成的音量时，
在第三预定计数条件下测量3个以上的泛音，所述3个以上的泛音在第六泛音以上并且音量高于所述基音的音量的一半，
其中，所述耳模型包括人工耳廓和人工外耳道，所述传声器测量在所述人工外耳道内的空气传导音，所述振动测量计测量在所述耳模型内的振动。

5.  如权利要求1所述的声学设备，其中，
所述振动体以0.05N至3N的力按压所述耳模型。

6.  如权利要求1所述的声学设备，其中，
所述振动体以0.1N至2N的力按压所述耳模型。

7.  如权利要求1所述的声学设备，其中，
所述振动体包括压电元件和面板，所述面板通过被所述压电元件直接弯折而弯曲。

8.  如权利要求1所述的声学设备，其中，
所述振动体相对于所述耳模型的接触面积是0.1cm²至4cm²。

9.  如权利要求1所述的声学设备，其中，
所述振动体相对于所述耳模型的接触面积是0.3cm²至3cm²。

10.  如权利要求1所述的声学设备，其中，
还包括测量所述耳模型中的振动的振动测量计，并且
当在所述声学设备与所述耳模型接触期间输出所述基音的情况下测量所述振动时，
未测量3个以上的泛音，所述3个以上的泛音在第六泛音以上并且测量值高于比所述基音的测量值低45dB的值。

11.  如权利要求2所述的声学设备，其中，
还包括测量所述耳模型中的振动的振动测量计，并且
当在所述声学设备与所述耳模型接触期间输出所述基音的情况下测量所述振动时，
未在预定计数条件下测量3个以上的泛音，所述3个以上的泛音在第六泛音以上并且值高于所述基音的测量值的一半。

12.  如权利要求3所述的声学设备，其中，
当在所述声学设备与所述耳模型接触期间输出所述基音的情况下测量所述振动时，
未在预定计数条件下测量3个以上的泛音，所述3个以上的泛音在第六泛音以上并且测量值高于比所述基音的测量值低45dB的值。

13.  如权利要求4所述的声学设备，其中，
当在所述声学设备与所述耳模型接触期间输出所述基音的情况下测量所述振动时，
未在预定计数条件下测量3个以上的泛音，所述3个以上的泛音在第六泛音以上并且值高于所述基音的测量值的一半。

14.  如权利要求1所述的声学设备，其特征在于，
所述基音是300Hz以上至1000Hz以下的预定频率。

15.  如权利要求1所述的声学设备，其中，
所述第一预定条件是对高于噪声基底10dB以上的信噪比(S/N)的泛音进行计数。

16.  如权利要求2所述的声学设备，其中，
所述第二预定条件是所述基音的音量在70dB以上。

17.  如权利要求4所述的声学设备，其中，
所述第三预定条件是所述基音的音量在75dB以上。

18.  如权利要求1所述的声学设备，其中，
所述泛音被测量的频带是50Hz至20kHz的可听频带。

19.  如权利要求1所述的声学设备，其中，
所述泛音被测量的频带是3kHz至10kHz的可听频带。

20.  一种使用声学设备的方法，包括将权利要求1所述的声学设备与用户的耳廓抵接并收听声音。

21.  一种使用声学设备的方法，包括将权利要求1所述的声学设备与用户的耳廓的耳屏并收听声音。

声学设备以及使用该声学设备的方法
相关申请的交叉引用
本申请要求在2013年5月29日提交的第2013-112612号日本专利申请的优先权和利益，该申请的全部内容通过引用并入本文。
技术领域
本发明涉及声学设备(诸如助听器)以及使用该声学设备的方法。
背景技术
一种声学设备使用骨传导技术，从而通过使振动体接触用户的耳廓(诸如耳朵的耳屏等)而使用户听见声音(例如，参考JP2005-348193A(专利文献1))。使用骨传导技术的声学设备将振动直接传递至听觉神经，因此对鼓膜几乎没有压力。因此，这种声学设备优于不使用骨传导技术的耳机、头戴式耳机或其他声学设备。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：日本专利公开公报“特开2005-348193号”
发明内容
发明所要解决的技术问题
但是，使用骨传导技术的声学设备受困于声音被堵塞的问题，这使得难以输出高频声音。原因是没有泛音(harmonic)包含在上述声学设备的声音输出中。泛音是指在输出声音(基音)的频率的整数倍数(2倍以上)的频率的声音。通常，当声学设备的声音输出中不包含泛音时，产生的声音界限不清并且似乎模糊、被堵塞。另一方面，当声学设备的声音输出中包含许多泛音时，产生明亮、清楚并且界限清 晰的声音。当在甚至更高频率的泛音的声压高时，变成生硬、清晰的声音，另一方面，在低泛音的声压高时，变成柔和、强硬的声音。
因此作为通过振动传导(诸如骨传导)将声音传递至用户的声学设备，提供产生泛音并允许用户感知明亮、清楚的声音的声学设备以及使用声学设备的方法是有帮助的。
解决问题所需手段
为了解决上述问题，公开的声学设备用于通过使振动体接触人的耳廓，从而通过振动传导将声音传递至用户，以使得
在所述声学设备与耳模型接触期间输出可听频带中的预定频率的基音的情况下，当配置有所述耳模型和传声器的测量系统测量人工外耳道内的空气传导音时，
测量3个以上的泛音，所述3个以上的泛音在第六泛音以上并且音量高于比所述基音的音量低45dB的音量，
其中，所述耳模型具有人工耳廓和所述人工外耳道，所述传声器测量所述空气传导音。
发明效果
本发明的声学设备以及使用声学设备的方法产生泛音并允许感知明亮且清楚的声音。
附图说明
图1示意性示出第一实施方式的测量系统的结构。
图2是图1的耳模型的局部详细视图。
图3是示出图1中的测量单元的主要部分的结构的功能框图。
图4是用于说明图3的振动检测元件的输出和传声器的输出之间的相位关系的图。
图5示出图1的测量系统生成的应用画面和测量结果的实施例。
图6是示出通过图1的测量系统进行的测量操作的实施例的流程图。
图7示出通过关于声学设备的现有测量法获得的振动量的测量结果，其中，由该声学设备获得图5中的测量结果。
图8是示出本发明第一实施方式的声学设备的框图。
图9示意性地示出本发明第一实施方式的声学设备中的面板和压电元件的弯曲。
图10示出当取下按压部件时声学设备的状态。
图11是本发明第一实施方式的声学设备在振动体的厚度方向的侧面图。
图12示出本发明第一实施方式的被佩戴到用户耳朵上的声学设备。
图13示意性地示出来自本发明第一实施方式的声学设备的声音的传递。
图14示意性地示出各路径的声学特性。
图15示出本发明第一实施方式的声学设备的声学特性的测量值。
图16示出本发明第一实施方式的声学设备中的振动体和传声器之间的关系。
图17示出通过本发明第一实施方式的测量系统得到的、来自声学设备的气传导音和人体振动音的测量结果。
图18示出通过本发明第一实施方式的测量系统得到的、来自声学设备的人体振动音的测量结果。
图19示出通过本发明第一实施方式的测量系统得到的、来自声学设备的气传导音的测量结果。
图20示出使用比较例(现有技术)的、来自声学设备的气传导音和人体振动音的测量结果。
图21示出使用另一个比较例(现有技术)的、来自声学设备的气传导音和人体振动音的测量结果。
图22示出通过本发明第一实施方式的测量系统得到的、在改变声学设备中的面板尺寸的情况下的气传导音和人体振动音的测量结果的图表。
图23示出通过本发明第一实施方式的测量系统得到的、在改变声 学设备中的面板尺寸的情况下的气传导音和人体振动音的测量结果的数据。
图24示意性地示出本发明第二实施方式的声学设备的结构。
图25示出本发明第二实施方式的声学设备与耳屏接触的部分。
图26是本发明第二实施方式的声学设备的振动部在厚度方向上的侧面图。
图27示出本发明第二实施方式的声学设备的声学特性的测量值。
图28示出在设置凸部代替凹部的情况下的测量值。
图29示出在设置凹部和凸部的情况下的测量值的比较。
图30示意性地示出本发明第三实施方式的测量系统的结构。
图31是图30的测量系统的局部详细视图。
具体实施方式
下面，参照附图对本发明的实施方式进行描述。
(第一实施方式)
当通过以下详细描述的测量系统测量所公开的声学设备时，预定的泛音被测量。首先，对所公开的测量系统进行描述。
(测量系统的结构和操作)
图1示意性地示出根据第一实施方式的测量系统10的结构。本实施方式的测量系统10包括声学设备佩戴部20和测量单元200。声学设备佩戴部20设置有由底座30支撑的耳模型50和保持作为测量对象的声学设备1的保持部70。此外，图1所示的声学设备1假设为助听器、或在矩形外壳的表面上具有比人耳更大的矩形面板并且通过作为振动体的面板振动的移动电话(诸如智能手机)。首先，对声学设备佩戴部20的结构进行描述。
耳模型50模拟人体的耳朵并具有人工耳廓51和连接至该人工耳廓51的人工外耳道单元52。人工外耳道单元52足够大以覆盖人工耳廓51，并具有形成在中央区域中的人工外耳道53。耳模型50在人工外耳道单元52的边缘部处经由支撑部件54通过底座30支撑。
耳模型50由与在例如HATS(HeadAndTorsoSimulator，头与躯干 模拟器)和KEMAR(楼氏公司用于声学研究的电子人体模型名)等人体模型中使用的通常人工耳廓的材料相同的材料，诸如，根据IEC60318-7的材料形成。这种材料可以例如由诸如硬度35至55的橡胶等材料形成。此外，橡胶的硬度可以例如依照符合JISK6253或ISO48等的国际橡胶硬度等级(IRHD/M)测量。另外，作为硬度测量系统，可以适当使用得乐(Teclock)公司制全自动型IRHD/M微型国际橡胶硬度等级计量器GS680。应当注意，考虑到年龄不同而耳朵的硬度不同，根据经验，优选准备大约2、3种具有不同硬度的耳模型50替换使用。
人工外耳道单元52的厚度，即人工外耳道53的长度相当于到人的鼓膜(耳蜗)的长度，因此适当设定在例如20mm至40mm的范围中。本实施方式中，人工外耳道53的长度大约是30mm。
在耳模型50中，在人工外耳道单元52的与人工耳廓51相反的一侧的端面上，在位于人工外耳道53的开口周边部分的位置处设置有振动测量计55。当声学设备1的振动体抵接耳模型50时振动测量计55检测通过人工外耳道单元52传递的振动量。换言之，当声学设备1的振动体压靠人体的耳朵并且声学设备1的振动体的振动直接振动内耳时，振动测量计55测量与不经鼓膜听到的人体振动音成分对应的振动量。这里，人体振动音是指经与振动物体接触的使用者的身体的部分(诸如，外耳的软骨)传递到使用者的听觉神经的声音。振动测量计55例如使用振动检测元件56，该振动检测元件56在声学设备1的测量频率范围(例如，0.1kHz至30kHz)内具有平坦的输出特性，并且重量轻、即使细微的振动也可以准确测量。这样的振动检测元件56的示例是压电式加速度拾音器或其他类似的振动拾音器，诸如，理音(Rion)公司等制造的振动拾音器PV-08A等。
图2(a)是从底座30侧观看的耳模型50的平面图。图2(a)示出设置围绕人工外耳道53的开口的周边部分的环形振动检测元件56的实施例，但是，也可以设置多个振动检测元件56代替仅有一个振动检测元件56。在配置多个振动检测元件56的情况下，可以在人工外耳道53的周边部以适当的间隔配置振动检测元件，或者两个圆弧形振动检测 元件可以设置为围绕人工外耳道53中的开口的周边部的弧。此外，在图2(a)中，人工外耳道单元52为矩形，但是人工外耳道单元52可以为任何形状。
而且，在耳模型50中配置有声压测量计60。声压测量计60测量通过人工外耳道53传播的声音的声压。即，声压测量计60测量当声学设备1的振动体紧贴人耳时产生的声压。该声压包括相当于由于声学设备1的振动体的振动导致空气振动而直接经鼓膜听到的空气传导音的声压，以及相当于由于声学设备1的振动体的振动导致外耳道内部振动从而耳朵自身产生的声音经鼓膜听到的空气传导音的声压。在此，空气传导音是指由于物体的振动引起的空气的振动通过外耳道传递给鼓膜，通过鼓膜振动传递给使用者的听觉神经的声音。
如在图2(b)中沿图2(a)的b-b线截取的剖面图所示，声压测量计60包括传声器62，该传声器62由从人工外耳道53的外壁(孔的周壁)通过环状振动检测元件56的开口部延伸的管部件61保持。传声器62例如配置为使用在声学设备1的测量频率范围内具有平坦的输出特性，且自杂音水平低的测量用电容式传声器。例如，理音公司制电容式传声器UC-53A可以作为传声器62使用。配置传声器62使得声压检测面几乎匹配人工外耳道单元52的末端。此外，传声器62可以例如由人工外耳道单元52或底座30支撑并且相对于人工外耳道53的外壁设置为漂浮的状态。
接着，描述保持部70。保持部70设置有支撑声学设备1的两侧的支撑部71。支撑部71附接至臂部72的一端，使得沿按压声学设备1抵靠耳模型50的方向可以关于与y轴平行的轴y1旋转。臂部72的另一端与设置在底座30上的移动调整器73结合。移动调整器73可以沿由支撑部71支撑的声学设备1的垂直方向x1，并且沿按压声学设备1抵靠耳模型50的方向z1调整臂部72的移动，其中方向x1平行于与y轴正交的x轴，方向z1平行于与y轴和x轴正交的z轴。
由此，在由支撑部71支撑的声学设备1中，通过关于轴y1旋转支撑部71或通过沿z1方向旋转臂部72调整振动体对耳模型50的按压力。在本实施方式中，在0N至10N的范围内调整按压力。当然，除了轴y1以 外，支撑部71也配置为关于其他轴线自由地旋转。
在此，范围是0N至10N的原因在于，允许测量与当人将电子设备紧贴耳朵(例如通话)时假定的推力相比足够宽的范围。0N的情况可以例如不仅包括与耳模型50接触而不紧贴的情况，也包括保持声学设备1以距离耳模型50每1cm为间隔，并在每个间隔距离测量的情况。该方法还允许通过传声器62测量距离引起的空气传导音的衰减程度，从而使得测量系统更方便。
另外，通过沿x1方向调整臂部72，声学设备1相对于耳模型50的接触姿势可以调整为使得例如，振动体几乎覆盖整个耳模型50、或使得振动体覆盖耳模型50的一部分(如图1所示)。此外，配置可以适于通过使得臂部72沿与y轴平行的方向可调整，或通过使得臂部72关于与x轴或z轴平行的轴线可旋转，从而允许相对于耳模型50来调整多种接触位置。此外，振动体不限于像面板这样的大幅覆盖耳朵的物体，例如具有只将振动传递至耳模型50的一部分(诸如耳屏)的突起或角部的声学设备也可以作为测量对象。
接着，描述图1中的测量部200的结构。图3是示出测量部200的结构的功能框图。在本实施方式中，测量单元200测量通过作为测量对象的声学设备1的振动经耳模型50传递的振动量和声压，即，人体振动音和空气传导音所合成的体感声压，并且包括灵敏度调整器300、信号处理器400、PC(个人计算机)500以及打印机600。
振动检测元件56和传声器62的输出供给至灵敏度调整器300。灵敏度调整器300包括调整振动检测元件56的输出振幅的可变增益放大电路301和调整传声器62的输出振幅的可变增益放大电路302。将与各电路对应的模拟输入信号的振幅手动或自动地独立调整至需要的振幅。因此，修正振动检测元件56的灵敏度及传声器62的灵敏度中的误差。注意可变增益放大电路301、302被配置为允许在例如±20dB的范围内调整输入信号的振幅。
灵敏度调整器300的输出被输入至信号处理器400。信号处理器400包括A/D转换器410、频率特性调整器420、相位调整器430、输出合成器440、频率分析器450、存储器460以及信号处理控制器470。A/D转 换器410包括将可变增益放大电路301的输出转换成数字信号的A/D转换电路(A/D)411、和将可变增益放大电路302的输出转换成数字信号的A/D转换电路(A/D)412。因此，与每个电路对应的模拟输入信号转换成数字信号。此外，A/D转换电路411、412例如是16位以上，换算成动态范围可以支持96dB以上。另外，也可以配置A/D转换电路411、412使得动态范围可以改变。
A/D转换器410的输出供给至频率特性调整器420。频率特性调整器420包括调整来自振动检测元件56的检测信号的频率特性，即调整A/D转换电路411的输出的均衡器(EQ)421和调整来自传声器62的检测信号的频率特性，即调整A/D转换电路412的输出的均衡器(EQ)422。然后，将各输入信号的频率特性手动或自动地独立调整为接近人体的听觉的频率特性。此外，均衡器421、422可以例如配置有多波段图像均衡器、低通滤波器、高通滤波器等。此外，均衡器(EQ)和A/D转换电路的排列顺序也可以颠倒。
频率特性调整器420的输出供给至相位调整器430。相位调整器430包括调整来自振动检测元件56的检测信号的相位，即调整均衡器421的输出的可变延迟电路431。换言之，由于通过耳模型50的材质传递的音速和人体肌肉或骨传递的音速不完全相同，因此假设振动检测元件56的输出和传声器62的输出的相位关系将从人耳的相位偏移，在高频率下偏移更大。
这样，如果振动检测元件56的输出和传声器62的输出的相位关系偏差较大，则当使用后述的输出合成器440合成两输出时，振幅的峰值或下降可以出现在与实际不同的值处，并且合成的输出可以增加或减少。例如，如果由传声器62检测的声音的传递速度比由振动检测元件56检测的振动的传递速度慢0.2ms，则以2kHz正弦波振动进行的两者的合成输出如图4(a)所示。相反，在两者的传递速度没有偏差的情况下的合成输出如图4(b)所示，并且振幅的峰值或下降出现在非常规时刻。此外，在图4(a)、(b)中，粗线表示由振动检测元件56检测的振动检波形，细线表示由传声器62检测的声压检测波形，虚线表示合成输出的波形。
因此，在本实施方式中，根据测量对象，即声学设备1的测量频率范围，来自振动检测元件56的检测信号的相位通过可变延迟电路431在预定范围内调整，该检测信号的相位是均衡器421的输出。例如，在声学设备1的测量频率范围是100Hz至10kHz的情况下，通过可变延迟电路431在±10ms(相当于±100Hz)的范围内，至少以小于0.1ms(相当于10kHz)的单位调整来自振动检测元件56的检测信号的相位。此外，同样，在人耳的情况下，在人体振动音和空气传导音之间产生相位偏差。因此，由可变延迟电路431进行的相位调整不是指将来自振动检测元件56和传声器62的检测信号的相位匹配，而是指将这些检测信号的相位与通过耳朵的实际听觉匹配。
相位调整器430的输出供给至输出合成器440。输出合成器440合成由可变延迟电路431进行了相位调整后的、来自振动检测元件56的检测信号和通过相位调整器430后的、来自传声器62的检测信号。由此，使得由测量对象即声学设备1的振动传递的振动量和声压(即，人体振动音和空气传导音)所合成的体感声压与人体相似。
输出合成器440的合成输出被输入至频率分析器450。频率分析器450包括对来自输出合成器440的合成输出进行频率分析的FFT(高速傅里叶转换)451。由此，从FFT451可以得到相当于人体振动音(vib)和空气传导音(air)合成的体感声压(air+vib)的功率谱数据。
而且，在本实施方式中，频率分析器450设置有FFT452、453，该FFT452、453对在由输出合成器440合成前的信号，即，对经过相位调整器430后的、来自振动检测元件56的检测信号和来自传声器62的检测信号进行频率分析。由此，从FFT452获得相当于人体振动音(vib)的功率谱数据，并从FFT453获得相当于空气传导音(air)的功率谱数据。
在FFT451至453中，根据声学设备1的测量频率范围设定频率成分(功率谱)的分析点。例如，在声学设备1的测量频率范围是100Hz至10kHz的情况下，设定分析点使得当将测量频率范围的对数图中的间隔分为100至200等份时分析每个点的频率成分。
FFT451至453的输出存储在存储器460中。存储器460具有可以为FFT451至453中的每一个存储多个分析数据组(功率谱数据)的至少 双缓冲的容量。而且，存储器460被配置为当后述PC500请求数据发送时总是允许发送最新数据。
信号处理控制器470经由诸如USB、RS-232C、SCSI、PC卡等用于接口的连接线510与PC500连接。而且，基于来自PC500的命令，信号处理控制器470控制信号处理器400的每个部分的操作。此外，信号处理器400可以配置为作为在诸如CPU(中央处理装置)等任何适当的处理器上执行的软件，或可以配置有DSP(数字信号处理器)。
PC500包括通过测量系统10评价声学设备1的应用。该评价应用拷贝自CD-ROM或在网络等上下载。而且，PC500例如基于评价应用在显示器520上显示应用画面。另外，基于经由该应用画面输入的信息，PC500向信号处理器400发送指令。另外，PC500还接收来自信号处理器400的指令应答或数据，并基于接收到的数据执行预定的处理，并在应用画面上显示测量结果。另外，根据需要，PC500还将测量结果输出至打印机600以打印测量结果。
此外，在图3中，灵敏度调整器300和信号处理器400可以安装在例如声学设备佩戴部20的底座30上，并且PC500和打印机600与底座30分离设置，信号处理器400和PC500通过连接线510连接。
图5示出在显示器520上显示的应用画面的实施例。图5所示的应用画面521包括“校准”图标522、“测量开始”图标523、“测量停止”图标524、测量结果显示区域525、测量范围变更图标526、测量结果显示选择区域527、文件图标528、测量类型图标529以及帮助图标530。下面，简单描述每个功能。
“校准”图标522校正振动检测元件56和传声器62的灵敏度的误差。在该校正模式中，参考设备安装在保持部70上，并在参考位置接触耳模型50。然后，在使参考设备以预定振动模式(例如，纯音或多正弦)振动时，通过可变增益放大电路301、302调整振动检测元件56和传声器62的灵敏度，使得来自振动检测元件56的检测信号的功率谱数据和来自传声器62的检测信号的功率谱数据在它们各自的正常误差范围内。
“测量开始”图标523将测量开始指令发送至信号处理器400，并 在测量结束前持续接收数据。“测量停止”图标524将测量结束指令发送至信号处理器400，并结束数据接收。基于接收到的数据，在测量结果显示区域525中显示与通过测量类型图标529选择的测量模式对应的测量结果。
图5示出功率谱测量模式中的vib(人体振动音)、air(气传导)、air+vib(体感声压)的功率谱的测量结果显示在测量结果显示区域525中的实施例。测量范围变更图标526以10dB为单位上下移位显示在测量结果显示区域525中的功率谱的测量范围宽度，并向信号处理器400发送测量范围变更指令。由此，响应于测量范围变更指令，信号处理器400变更A/D转换电路411、412的A/D转换范围。
测量结果显示选择区域527显示可以在测量结果显示区域525中显示的功率谱的种类及其选择框，并且显示用于功率谱的当前值(Now)、测量期间的最大值(Max)、测量期间的平均值(Average)中的每一个的显示区域及其选择框。功率谱或高频失真率也显示在对应的区域中，该对应的区域用于通过选择框选择的信息。文件图标528例如用于打印所显示的应用画面，或以诸如CSV或EXCEL等格式输出测量结果。测量类型图标529诸如功率谱测量模式、高频失真率测量模式等测量模式之间切换。此外，显示在测量结果显示选择区域527中的高频失真率在高频失真率测量模式中可以基于来自信号处理器400的测量数据由PC500计算。帮助图标530显示如何使用测量系统10的帮助。
本实施方式的测量系统10通过分析振动检测元件56和传声器62的合成输出的频率成分评价作为测量对象的声学设备1，并且使用例如压电元件导致声学设备1的振动体振动。在此，构成振动体的压电元件可以具有例如上述100Hz至10kHz的预定测量频率范围，并且可以通过对于每100Hz合成驱动信号的多驱动信号波驱动。
参照图7所示的流程图，下文描述根据本实施方式的测量系统10进行的测量声学设备1的操作的实施例。这里，设定通过频率分析器450的FFT451至453分别获得100点“air+vib”数据、“vib”数据以及“air”数据。
首先，当按压图5中应用画面521上的“测量开始”图标523时， PC500向信号处理器400发送测量开始指令。一旦接收测量开始指令，信号处理器400就开始测量声学设备1。由此，信号处理器400通过灵敏度调整器300调整振动检测元件56和传声器62的输出的灵敏度，然后通过A/D转换器410将结果转换成数字信号，通过频率特性调整器420调整频率特性，之后，通过相位调整器430调整相位并通过输出合成器440合成结果。然后，信号处理器400通过频率分析器450的FFT451对输出合成器440的合成输出进行频率分析，将100点功率谱数据，即“air+vib”数据存储到存储器460中。
同时，信号处理器400通过FFT452对来自振动检测元件56的检测信号进行频率分析，并将100点功率谱数据，即“vib”数据存储到存储器460中，其中，该振动检测元件56的相位由相位调整器430的可变延迟电路431调整。同样，信号处理器400通过FFT453对通过相位调整器430后的、来自传声器62的检测信号进行频率分析，并将100点功率谱数据，即“air”数据存储到存储器460中。
信号处理器400在预定时刻通过FFT451至453重复FFT处理。因此，存储器460通过依次更新数据存储来自FFT451至453的数据，以使得总是保持最新数据。
之后，PC500在预定时刻启动定时器，并向信号处理器400发送用于数据发送请求的指令。当接收来自PC500的数据发送请求时，信号处理器400将存储在存储器460中的、各100点最新的“vib”数据、“air”数据以及“air+vib”数据依次发送至PC500。
在向信号处理器400发送测量结束指令之前，PC500在每个计时器的设定时间继续向信号处理器400发送用于数据发送请求的指令，从而分别获取最新的“vib”数据、“air”数据和“air+vib”数据。而且，每当从信号处理器400获取数据时，PC500基于获取到的数据将测量结果显示在图5中的应用画面521上。
之后，当按压图5中应用画面521上的“测量停止”图标524时，PC500向信号处理器400发送测量结束指令。由此，PC500和信号处理器400结束测量操作。另外，上述声学设备1的测量结果在该声学设备1的测量期间或测量结束后，根据需要从打印机600输出。
在此，与现有测量方法比较说明来自根据本实施方式的测量系统10的测量结果(如图5所示)。图7示出通过现有测量方法对与图5相同的、作为测量对象的声学设备1测量的振动量的功率谱。此外，在图7中，粗线表示将振动拾音器紧贴测量对象即振动体测量的功率谱，细线表示经由人工乳突测量的功率谱。
由图5和图7可以清楚地知道，相比现有的人工乳突方法，在本实施方式中，基于振动检测元件56的输出测量的、与人体振动音成分对应的功率谱大于通过人工乳突方法得到的功率谱。另外，相较于使用现有振动拾音器的直接测量方法，在超过一定值的频段中，功率谱比使用直接测量法小。换言之，根据本实施方式测量的、与人体振动音成分对应的功率谱由在人耳中的振动传递的特征加权。
另外，在本实施方式中，传声器62测量经过耳模型50后的声压。因此，基于传声器62的输出测量的、与空气传导成分对应的功率谱由对应于通过由声学设备1的振动产生的空气振动直接经由鼓膜听到的空气传导成分的声压和对应于代表通过由声学设备1的振动导致的外耳道内部振动而在耳朵自身中产生的、经由鼓膜听到的声音的空气传导成分的声压合成。换言之，根据本实施方式测量的、与空气传导成分对应的功率谱由在人耳中的声压传递的特征加权。
而且，在本实施方式的测量系统10中，在与来自振动检测元件56的人体振动音成分对应的输出的相位和与来自传声器62的空气传导成分对应的输出的相位由相位调整器430调整之后，两个输出由输出合成器440合成并由频率分析器450进行频率分析。因此，可以通过与人体近似来测量由于测量对象即声学设备1的振动而向人体传导的振动量和声压所合成的体感声压。这种方法使得可以高精度地评价声学设备1并提高测量系统10的可靠性。
另外，在本实施方式中，与来自振动检测元件56的人体振动音成分对应的输出和与来自传声器62的空气传导成分对应的输出由频率分析器450独立地进行频率解析，允许声学设备1的更详细评价。而且，通过灵敏度调整器300调整振动检测元件56和传声器62的灵敏度，从而允许测量与年龄等对应的体感声压。因此，可以根据个体的耳朵的功 能评价声学设备1。另外，由于与来自振动检测元件56的人体振动音成分对应的输出和与来自传声器62的空气传导成分对应的输出的频率特征可以通过频率分析器450独立地调整，因此，可以根据个体的耳朵的功能以更高精度评价声学设备1。
另外，测量对象即声学设备1可以调整在耳模型50上的按压力，并且也可以调整接触位置，因此允许以各种方式评价声学设备1。
(声学设备的结构)
下面，描述本发明的声学设备。图8是根据公开的实施方式之一的声学设备1的框图。声学设备1是例如助听器1，并包括振动体10a、传声器20a、控制器30a、音量和音质调整接口40a以及存储器50a。
振动体10a包括弯曲的压电元件101a和通过由该压电元件101a直接弯曲而振动的面板102a。图9(a)示意性地示出由于压电元件101a导致的面板102a的弯曲。振动体10a使用户听到振动引起的空气传导音和人体振动音。图9(b)示出当面板102a通过压电元件101a弯曲时，在面板102a的一端(图9(a)中的左端)处、在中央区域处、在面板102a的另一端(图9(a)中的右端)处沿z方向的位移量。如图9(b)所示，沿z方向的位移量随面板102a的位置变化。因此，可知面板102a波状起伏。
压电元件101a是通过施加电信号(电压)，随着其构成材料的机电耦合系数伸缩或弯折(弯曲)的元件。可以使用例如陶瓷或水晶元件。压电元件101a可以是单压电晶片、双压电晶片或层叠型压电元件。层叠型压电元件的示例包括层叠了单压电晶片的(例如，层叠了16层或24层)层叠型单压电晶片元件，或层叠了双压电晶片的(例如，层叠了16层或24层)层叠型双压电晶片元件。层叠型压电元件可以配置具有层叠结构，该层叠结构由例如由PZT(锆钛酸铅)组成的多个电介质层和配置在该多个电介质层之间的电极层形成。单压电晶片在施加电信号(电压)时伸缩，双压电晶片在施加电信号(电压)时弯折。与面板102a接触的压电元件101a的表面(主面)优选具有4.0mm的宽度和17.5mm的长度。下面，以压电元件101a的主面具有4.0mm的宽度和17.5mm的长度为例描述。
面板102a由例如玻璃或合成树脂(诸如丙烯)形成。面板102a的示例性形状是板状，以下，以面板102a的形状为板状为例描述。
传声器20a收集来自音源的声音，也就是到达用户的耳朵的声音。
控制器30a执行关于助听器1的各种控制。控制器30a向压电元件101a施加预定的电信号(与音信号对应的电压)。具体而言，在控制器30a中，模数转换器31将由传声器20a收集的音信号转换成数字信号。然后，基于来自音量和音质调整接口40a的音量、音质等的信息及存储在存储器50a中的信息，信号处理器32输出驱动振动体10a的数字信号。D/A转换器33a将该数字信号转换成之后通过压电放大器34放大的模拟电信号。生成的电信号施加至压电元件101a。控制器30a施加至压电元件101a的电压可以例如是±15V。该电压高于±5V，即用于通过空气传导音而非人体振动音传导声音的、所谓的面板扬声器的施加电压。由此，在面板102a中产生充分的振动，以使得可以经由利用者的身体的部分产生人体振动音。注意所使用的施加电压的大小可以根据面板102a的固定强度或压电元件101a的性能适当调整。当控制器30a向压电元件101a施加电信号时，压电元件101a沿纵向伸缩或弯折。
此时，附接压电元件101a的面板102a通随着压电元件101a的伸缩或弯折的变形而振动。面板102a通过压电元件101a的伸缩或弯折而弯曲。面板102a由压电元件101a直接弯曲。在此，“面板102a由压电元件101a直接弯曲”与现有在面板扬声器采用的、通过在外壳中设置压电元件101a而构成的压电驱动器的惯性力使面板102a的特定区域振动从而面板102a变形的现象不同。“面板102a由压电元件101a直接弯曲”是指压电元件101a的伸缩或弯折(弯曲)怎样经由连接部件直接使面板102a弯曲。
如上所述，由于面板102a振动，因此面板102a产生空气传导音，并且当利用者使面板102a接触耳屏时，面板102a经由耳屏产生人体振动音。面板102a优选地以该面板102a边缘附近的位置为节点，以中央区域为腹点(antinode)振动，并且在面板102a的中央区域处的位置优选地接触耳屏或对耳屏。这样，面板102a的振动可以有效地传递至耳屏或对耳屏。
图10示意性地示出根据公开的实施方式之一的助听器1的结构。如图10所示，振动体10a包括按压部件11a和用于按压部件的附接部分12a。按压部件11a附接至振动体10a。例如，当振动体10a与用户的耳屏接触时，通过使按压部件11a与耳屏相对的外耳道的一部分(例如，对耳屏附近)接触，按压部件11a将振动体10a推至与耳屏接触的位置。在此，振动体10a与用户的耳朵接触的位置也可以是例如，耳屏、对耳屏、外耳或耳廓。在本实施方式中，描述与用户的耳朵接触的位置是耳屏(耳屏侧的外耳道内壁)的例子。
用于按压部件的附接部分12a是用于将按压部件11a附接至振动体10a的部件。按压部件11a和附接部分12a为相互嵌合的形状。按压部件11a优选地包括凹形豁口部分111a，附接部分12a优选地具有与该豁口部分111a嵌合的凸形。按压部件11a通过沿横向滑动可以从振动体10a卸下。振动体10a优选地具有4mm以内的厚度(D)以及15mm以内的宽度(W)。如果尺寸在该范围之内，则无论性别或年龄如何(婴幼儿除外)，都可以将振动体10a置于用户的耳朵的外耳道内。另外，按压部件11a优选地具有3种尺寸(小尺寸、中尺寸、大尺寸)，从而根据用户耳朵的大小选择按压部件11a、11b、11c中的一个并附接至用于按压部件的附接部分12a。
保持部60a包括支撑部61a、耳钩62a以及主体63a。保持部60a在振动体10a与用户的耳朵接触的位置(耳屏侧的外耳道内壁)处保持振动体10a。支撑部61a的一端与振动体10a连接。支撑部61a具有中空结构，引线通过该中空结构进入振动体10a。另外，支撑部61a足够坚硬使得振动体10a的角度不改变。支撑部61a的另一端与耳钩62a的一端连接。
耳钩62a与用户的耳廓的外侧接触，以将助听器1佩戴于用户的耳朵上。耳钩62a优选地成形为沿着用户的耳廓的钩形，以使得助听器1稳定地佩戴于用户的耳朵上。耳钩62a的另一端与主体63a连接。主体63a内置传声器20a、控制器30a、音量和音质调整接口40a以及存储器50a。
图11是在厚度方向上观察振动体10a的侧面图。如上所述，振动体10a包括压电元件101a和面板102a。如图11所示，压电元件101a优选为 板状。
压电元件101a通过连接部件与面板102a连接。连接部件设于压电元件101a的主面和面板102a的主面之间。连接部件优选为非加热型硬化性粘着材料，或双面胶带。
另外，除与面板102a连接的表面之外，压电元件101a由模具103a覆盖。按压部件11a和用于按压部件的附接部分12a设置在模具103a的顶部处。
与耳朵接触的面板102a的表面(主面)的面积优选是压电元件101a的主面的面积的0.8倍至10倍。如果面板102a的主面的面积是压电元件101a的主面的面积的0.8倍至10倍，则可以配合压电元件101a的伸缩或弯折变形，且可以充分确保与用户的耳朵的接触面积。此外，面板的面积例如更优选是压电元件的面积的0.8倍至5倍。因此，面板102a的主面例如具有10mm的宽度和18mm的长度。下面，以面板102a的主面具有10mm的宽度和18mm的长度为例进行描述。
图12示出根据公开的实施方式之一的被佩戴到用户耳朵上的助听器1。图12(a)是耳朵的前视图，图12(b)是从脸的侧面观察耳朵的侧视图。助听器1通过使振动体10a从用户耳朵的内侧接触用户的耳屏或对耳屏并且将振动传递至耳屏或对耳屏来使用户听到声音。在此，将振动体10a“从用户耳朵的内侧接触用户的耳屏或对耳屏”是指当振动体10a被插入耳朵的外耳道内时，如何使振动体10a从外耳道的入口附近的位置接触与耳屏或对耳屏。在图12的实施例中，振动体10a从用户耳朵的内侧与用户的耳屏接触。此时，按压部件11a接触与耳屏相对的外耳道的一部分。
另外，如图12(a)所示，振动体10a由于保持部60a的自重，即与耳钩62a的端部连接的主体63a的自重，经由支撑部61a沿箭头601的方向被拉拽。如图12(b)所示，由于振动体10a接触耳屏而被其抓住，所以当振动体10a被拉拽时，力沿振动体10a接触用户的耳朵的方向(箭头602的方向)作用。换言之，通过保持部60a的自重沿振动体10a接触用户的耳朵的方向产生力(按压力)。因此，保持部60a使按压力作用于振动体10a上，从而更可靠地通过振动体10a的振动传递声音。
振动体10a优选地以0.1N至3N的力按压用户的耳朵。在以0.1N和3N之间的力按压振动体10a时，振动体10a产生的振动充分地传递至耳朵。另外，如果按压的力小于3N，则即使当长时间佩戴助听器1时，用户也几乎没有疲劳感，因此保持佩戴助听器1时的舒适性。
另外，如图12(a)所示，本发明的助听器1未通过振动体10a和按压部件11a完全密封外耳道。因此，本发明的助听器1不会产生闭塞感，可以维持佩戴时的舒适性。
下面，根据图13至图15描述根据公开的实施方式之一的助听器1的声学特性。
图13示意性地示出来自根据公开的实施方式之一的助听器1的声音传递。在图13中，仅示出的助听器1的部分是振动体10a和传声器20a。传声器20a从音源收集声音。振动体10a通过振动使用户听到由传声器20a收集的声音。
如图13所示，来自于音源的声音从未被振动体10a覆盖的部分通过外耳道并直接到达鼓膜(路径I)。另外，由振动体10a的振动产生的空气传导音也通过外耳道并到达鼓膜(路径II)。另外，由于振动体10a的振动，至少外耳道的内壁振动，并且由该外耳道的振动产生的空气传导音(外耳道辐射音)到达鼓膜(路径III)。而且，由于振动体10a的振动，人体振动音不经鼓膜直接到达听觉神经(路径IV)。此外，由振动体10a产生的一部分空气传导音向外部散出(路径V)。
图14示意性地示出各种路径的声学特性。图14(a)示出路径I的声音的声学特性，图14(b)示出路径II和路径III的声音的声学特性。对于路径II和路径III的声音，由于低频声音通过路径V散出，因此低频声音区域中的声压低。图14(c)示出路径IV的声学特性。如图14(c)所示，人体振动音是低频声音，即在低频区域的振动。因此，该声音难以衰减，从而比高频声音易于传递。因此，低频声音传递相对好。图14(d)示出路径I至IV的声音的合成，即，佩戴助听器1的用户听到的实际的声学特性。如图14(d)所示，即使低频声音的声压通过路径V向外部散出，但是，低频声音的声压，即本实施方式中在1kHz以下的低频声音的声压可以通过人体振动音保证，从而维持音量感。
图15示出助听器1的频率特性的测量值。在图15中，“air”代表图13中路径II和路径III的声音的频率特性，“vib”代表图13中路径IV的声音的频率特性。另外，“air+vib”代表通过合成路径II至路径IV的声音产生的声音的频率特性。另外，“外部声音”代表图13中路径I的声音的频率特性。如这些测量值所示，低频声音的声压通过人体振动音传递，从而抑制音量感的损失。
图16示出公开的实施方式之一的助听器1中振动体10a和传声器20a之间的关系。由于传声器20a设置在保持部60a的主体63a中，所以位于耳廓的外侧。图16(a)示出振动体10a从用户耳朵的外侧与用户的耳屏接触的实施例。在这种情况下，没有物体遮挡由振动体10a产生的空气传导音到达传声器20a。因此，大量声音返回至传声器20a，这易于导致啸鸣并阻止提高助听器1的性能(放大量)。
与之相对，在图16(b)中，振动体10a从用户耳朵的内侧与用户的耳屏接触。在这种情况下，用户的耳朵(主要是耳屏、耳轮脚)位于传声器20a和振动体10a之间。因此，由振动体10a产生的声音由用户的耳朵反射，使得直接返回至传声器20a的声音量比图16(a)的情况少。因此，不易产生声啸鸣，并且可以提高助听器1的性能。
在此，作为用户耳朵位置的优选实施例，其满足是位于传声器20a和振动体10a之间的耳朵的外周部分，诸如耳轮、耳廓结节、耳垂等。可选地，除了外周部分，对耳轮下脚、对耳轮等可以位于传声器20a和振动体10a之间。
而且，根据本发明的助听器1，振动体10a的振动使用户耳朵听到声音。所以，低频声音的声压可以通过人体振动音确保，这可以抑制音量感损失。另外，因为不需要设置用于防止低音散出的排气孔，因此可以抑制佩戴时的舒适性的损失。
(通过测量系统进行的声学设备的测量)
下面，描述通过上述测量系统10测量声学设备1的结果。优选将声学设备1的振动体10a以0.05N至3N的力按压测量系统10的耳模型50。该范围是将声学设备1的振动体10a向人耳按压的范围。而且，更优选将振动体10a以0.1N至2N的力按压耳模型50。该范围是将声学设备1的 振动体10a向人的耳朵按压的可能性高的范围。换言之，通过将振动体10a以0.1N至2N的力按压耳模型50，可以得到更接近现实的使用状态的测量结果。
声学设备1的振动体10a的测量系统10与耳模型50接触的面积(接触面积)优选为0.1cm²至4cm²。该接触面积的范围是声学设备1的振动体10a与接触人耳的范围。接触面积更优选为0.3cm²至3cm²。该范围是声学设备1的振动体10a与人的耳朵接触的可能性高的范围。换言之，通过设置接触面积为0.3cm²至3cm²，可以得到更接近现实的使用状态的测量结果。
图17至图19示出当使声学设备1的振动体10a与测量系统10的耳模型50的耳屏接触的状态下输出500Hz的基音时，通过测量系统10测量的空气传导音和/或人体振动音的功率谱。
图17示出通过合成空气传导音和人体振动音产生的声音的功率谱。如图17所示，测量除了500Hz的基音之外还呈现出多个泛音的功率谱。具体而言，呈现出第二泛音(1000Hz)和第三泛音(1500Hz)。而且，还测量多个第六泛音以上的泛音。对高于噪声基底10dB以上的S/N(信噪比)的泛音的个数进行计数。这样，当以这种方式对泛音的个数进行计数时，测量在第六泛音以上的3个以上的泛音，该泛音的音量高于比上述基音的音量低45dB的音量。高于比基音的音量低45dB的音量是指例如当基音是90dB时，高于45dB的音量。另外，高于噪声基底10dB以上的S/N(信噪比)的泛音是指在当例如噪声基底为25dB时，泛音的音量是35dB以上。
另外，在图17中，还测量在第六泛音以上并高于基音的音量的一半音量的3个以上的泛音。这里，基音的音量的一半音量是指，例如当基音是90dB时，90dB的一半的音量，即，45dB。此时，对合成音中的泛音的个数进行计数的条件是，在基音中的振动成分和空气传导成分合成的声音(air+vib)是75dB以上。可选地，对空气传导音中的泛音的个数进行计数的条件可以是，在基音中的空气传导成分的声音(air)是70dB以上。
接着，图18表示人体振动音的功率谱。如图18所示，虽然测量 500Hz的基音，但几乎不产生泛音。换言之，与图17不同，在图18的测量结果中，未测量在第六泛音以上并具有高于比基音的测量值低50dB的测量值的3个以上的泛音。另外，未测量在第六泛音以上并高于基音的测量值一半的值的3个以上的泛音。此外，这里所谓的人体振动音不是指由面板102a产生的振动能量(概念上，至少是图13中的III及IV)。换言之，在由面板102a产生的振动能中，人体振动音是指由振动检测元件56测量的成分(概念上，是图13中的IV)除去诸如在人工外耳道部52等中转换为空气传导成分的能量等成分(概念上，是图13中的III)。由此可知，人通过振动成分未听到充分的泛音。
图19示出空气传导音的功率谱。如图19所示，测量除了500Hz的基音之外还呈现出多个泛音的功率谱。具体而言，呈现出第二泛音(1000Hz)和第三泛音(1500Hz)。而且，还测量多个第六泛音以上的泛音，并且还测量其音量高于比上述基音的音量低45dB的音量的3个以上的泛音。另外，在图17中，还测量在第六泛音以上并高于基音的音量的一半音量的3个以上的泛音。这里，空气传导音是指由传声器62测量的空气传导音，因此，其是将从面板102a作为空气传导音产生的成分和在人工外耳道内壁处转换为空气传导音的空气传导音成分(图13中的II和III)合成的音量。
如上可知，功率谱中的泛音通过空气传导音产生，几乎不通过人体振动音产生。
此外，虽然未示出对于从测量系统移除耳模型50以暴露传声器62并仅测量通过面板102a作为空气传导音产生的成分(概念上，是图13中的II)的结果，但是，实验说明在具有上述尺寸的面板102a中，与图13中II对应的空气传导音相对于图3中的III足够小，因此可以忽略对人体听觉的影响。此外，注意上述空气传导音(概念上，是图13中的II)足够小并不被认为是问题；相反，所报道的发现是该空气传导音实际上足够小(例如，空气传导音(在图13中)。因此，如果声学设备自身可以通过空气传导音(图13中的II)产生泛音也可以接受。
因此，根据上述结果，认为至少在由面板102a产生的振动成分中，转换为空气传导音的成分(图13中的III)起到产生泛音的主要作用。 还可以推测泛音主要产生于人的耳廓或人的外耳道。
作为比较例，图20、21分别表示当AFTERSHOKZ(注册商标)和骨传导集音器耳(都是现有骨传导头戴式受话器)在与耳屏接触的状态下输出500Hz的基音时，通过测量系统10测量的空气传导音和/或人体振动音的功率谱的测量结果。在图20、21中，在上述用于计数的预定条件下几乎没有在第六泛音以上的泛音产生。具体而言，未测量在第六泛音以上并且其音量高于比上述基音的音量低45dB的音量的3个以上的泛音。另外，未测量在第六泛音以上并且高于基音的测量值的一半的3个以上的泛音。
图22和图23示出使声学设备1的面板102a的主面尺寸从宽度10mm、高度18mm(“10×18”)改变时的测量结果。图22和23示出从宽度15mm、高度18mm(“15×18”)到宽度8mm、高度18mm(“8×18”)的多个样式的测量结果。如图22所示，可知在每种情况下，在上述用于计数的预定条件下都产生多个在第六泛音以上的泛音。另外，如图23所示，对于面板102a的主面的任意尺寸，都测量音量高于比上述基音的音量低45dB的音量的3个以上的泛音。例如，当面板的主面为宽度14mm、长度18mm时(“14×18”时)，基音的音量为79.8dB。而且，例如，第六、第九和第十二泛音的音量分别是38.9dB、44.6dB、及43.0dB。这些中每一个都高于比基音的音量低45dB的音量，即都高于34.8dB，因此音量高于比上述基音的音量低45dB的音量的3个以上的泛音被测量。另外，例如，第七、第九和第十一泛音的音量分别是42.3dB、44.6dB和42.0dB。因此，在第六泛音以上并且高于基音的音量的一半的3个以上的泛音被测量。
此外，在用于计数的上述预定条件下所计数的泛音个数更优选为4个以上。另外，在用于计数的上述预定条件下所计数的泛音个数更优选为5个以上。此外，期望产生泛音的频带优选在可听频带内。
而且，在第六泛音以上的上述3个以上的泛音相对于300Hz至1kHz的基音优选在3kHz至10kHz的范围内。而且，在第六泛音以上的上述4个以上的泛音相对于300Hz至1kHz的基音更优选在3kHz至10kHz的范围内。而且，在第六泛音以上的上述5个以上的泛音相对于300Hz至 1kHz的基音更优选在3kHz在10kHz的范围内。
这样，根据公开的声学设备1，在第六泛音以上的泛音在高音量(水平)处产生。因此，公开的声学设备1允许明亮、清楚声音的感受。
此外，虽然在本实施方式中描述了声学再现设备是助听器1的示例，但是本示例不限于此。例如，声学再现设备也可以是头戴式受话器或耳机，在该情况下不设置传声器20a。另外，此时声学再现设备可以再现基于存储在声学再现设备的内部存储器中的音乐数据的声音或再现基于存储在外部服务器等中的音乐数据的声音，该声音经由网络传输。
在本实施方式中。尽管在使声学设备1的振动体10a与测量系统10的耳模型50的耳屏接触时进行测量，但是振动体10a可以接触测量系统10的耳模型50的任何部分。例如，振动体10a可以接触测量系统10的耳模型50的耳廓。
此外，虽然本实施方式中由声学设备1产生的基音是500Hz，但是基音不限于此。基音可以是在300Hz至1000Hz范围内的任意预定频率的声音，诸如400Hz、800Hz等。
(第二实施方式)
下面，描述本发明的第二实施方式。与第一实施方式相比，在第二实施方式中声学设备1的结构不同。其他结构与第一实施方式相同。另外，像第一实施方式一样，描述声学设备1是助听器1的实施例。对与第一实施方式相同的结构使用相同的参考符号，并省略其说明。
图24示意性地示出公开的实施方式之一的助听器1的结构。如图24所示，振动体10a从用户耳朵的外侧与用户的耳屏接触。因此，设置保持部60b。图25其他角度示出与耳屏接触的振动体10a。如图25所示，振动体10a与突出的耳屏接触，所以，通过在与耳屏接触的部位设置后述的凹部104b，使得可以充分确保在振动体10a和耳屏之间的接触面积而无需挤压耳屏。在本实施方式中，描述与用户的耳朵接触的位置是耳屏的实施例。
如图24所示，保持部60b包括支撑部61b、耳钩62b和主体63a。保持部60b在振动体10a与用户的耳朵接触的位置(在耳屏处)处保持振 动体10a。支撑部61b的一端与振动体10a连接。支撑部61a具有中空结构，引线通过该中空结构进入振动体10a。另外，支撑部61a足够坚硬使得振动体10a的角度不改变。支撑部61a的另一端与耳钩62b的一端连接。
耳钩62b与用户的耳廓的外侧接触，以将助听器1佩戴于用户的耳朵上。耳钩62b优选地成形为沿着用户的耳廓的钩形，以使得助听器1稳定地佩戴于用户的耳朵上。耳钩62b的另一端与主体63a连接。主体63a内置传声器20a、控制器30a、音量和音质调整接口40a以及存储器50a。
图26是在厚度方向上观察振动体10a的侧面图。如上所述，振动体10a包括压电元件101a和面板102a。如图26所示，压电元件101a优选为板状。
压电元件101a通过连接部件与面板102a连接。连接部件设于压电元件101a的主面和面板102a的主面之间。连接部件优选为非加热型硬化性粘着材料，或双面胶带。除与面板102a连接的表面之外，压电元件101a由模具103a覆盖。
面板102a的主面包括凹部104b。凹部104b是在面板102a的中央区域的凹陷部分。由于耳屏向外突出，因此当接触平面时需要通过挤压耳屏来保证接触面积。相反，由于本发明的助听器1包括凹部104b，并且凹部104b与耳屏接触，因此可以保证接触面积而无需挤压耳屏。因为不需要挤压耳屏，所以保持部60b可以具有简单的结构，另外，因为耳屏未被挤压，所以当用户佩戴助听器1时可以保持舒适性。
振动体10a的面板102a以0.1N至3N的力按压用户的耳朵。如果以0.1N和3N之间的力按压振动体10a时，由面板102a产生的振动充分地传递至耳朵。另外，如果按压地力小于3N，则即使当长时间佩戴助听器1时，用户也几乎没有疲劳感，因此保持佩戴助听器1时的舒适性。
面板102a的凹部104b优选地包括与用户的耳朵(例如，耳屏)接触的部位和不与用户的耳朵接触的部位。通过在面板102a中设置不与用户的耳朵接触的部位，从而可以允许从该部位产生空气传导音。
面板102a的主面的面积优选是压电元件101a的主面的面积的0.8 倍至10倍。如果面板102a的主面的面积是压电元件101a的主面的面积的0.8倍至10倍，则可以配合压电元件101a的伸缩或弯折变形，且可以充分确保与用户的耳朵的接触面积。此外，面板的面积例如更优选是压电元件的面积的0.8倍至5倍。
来自第二实施方式的助听器1的声音的传递第一实施方式的助听器1的概要(如图13所示)相同。图27示出助听器1的频率特性的测量值。在图27中，“air”代表图13中路径II和路径III的声音的频率特性，“vib”代表图13中路径IV的声音的频率特性。另外，“air+vib”代表通过合成路径II至路径IV的声音产生的声音的频率特性。如这些测量值所示，低频声音的声压，也就是在本实施例中在1kHz以下的低频声音的声压可以通过人体振动音确保，从而抑制音量感的损失。
图28示出在面板102a中设置凸部105b替换凹部104b时(图28(a))的测量值。“air”代表图13中路径II和路径III的声音的频率特性，并且“vib”代表图13中路径IV的声音的频率特性。另外，“air+vib”代表通过合成路径II至路径IV的声音产生的声音的频率特性。图29是示出在面板102a中设置凹部104b和凸部105b时，对于每种情况的“air+vib”的频率特性。如图29所示，在面板102a中设置凹部104b的结构在很多的频率区域中具有更高的声压，从而产生更出色的声学特性。
当通过测量系统10测量第二实施方式的声学设备1(助听器1)时也与第一实施方式的声学设备相同，对于空气传导音，在上述计数条件下，测量在第六泛音以上并且其音量高于比上述基音的音量低45dB的音量的3个以上的泛音。还测量在第六泛音以上并且高于基音的测量值的一半的3个以上的泛音。对于人体振动音，也与第一实施方式的声学设备相同，未测量在第六泛音以上并且其音量高于比上述基音的音量低45dB的音量的3个以上的泛音。另外，未测量在第六泛音以上并且高于基音的测量值的一半的3个以上的泛音。因此，对于空气传导音和人体振动音合成的声音，第二实施方式的声学设备1也测量在第六泛音以上并且其音量高于比上述基音的音量低45dB的音量的3个以上的泛音。还测量在第六泛音以上并且高于基音的测量值的一半的3个以上 的泛音。
(第三实施方式)
下面，描述第三实施方式。与第一实施方式和第二实施方式相比，第三实施方式的测量系统10的结构不同。其他结构与第一实施方式或第二实施方式相同。对与第一实施方式或第二实施方式相同的结构添加相同的参考符号，并省略说明。
图30示意性地示出本发明第三实施方式的测量系统的结构。在本实施方式的测量系统110中，声学设备佩戴部120的结构与第一实施方式的声学设备佩戴部20的结构不同，其他结构与第一实施方式相同。因此，在图24中，省略在第一实施方式中示出的测量部200。声学设备佩戴部120设置有人体头部模型130和保持测量对象即声学设备1的保持部150。头部模型130由例如HATS或KEMAR等形成。头部模型130的人工耳131可以从头部模型130卸下。
如图31(a)表示的从头部模型130取下的侧面图所示，人工耳131构成耳模型，并且像第一实施中的耳模型50一样，包括人工耳廓132以及与该人工耳廓132连接的人工外耳道单元134，在人工外耳道单元134中形成人工外耳道133。像第一实施方式的耳模型50一样，设置有振动检测元件的振动检测器135配置在人工外耳道单元134的人工外耳道133的开口周边部。另外，如取下人工耳131后的图31(b)中的侧视图所示，设置有传声器的声压测量计136配置在头部模型130的人工耳131的佩戴部的中央。配置声压测量计136使得一旦将人工耳131佩戴到头部模型130上，测量通过人工耳131的人工外耳道133传播的声音的声压。此外，像第一实施方式的耳模型50一样，声压测量计136也可以配置于人工耳131侧。构成振动检测器135的振动检测元件和构成声压测量计136的传声器以与第一实施方式相同的方法连接至测量部。
保持部150可拆卸地附接至头部模型130，并且包括用于固定至头部模型130的头部固定部分151、支撑测量对象即声学设备1的支撑部152以及连结头部固定部分151和支撑部152的多关节臂部153。配置保持部150使得像第一实施方式中的支持部70一样，由支撑部152支撑的声学设备1在人工耳131上的按压力及接触位置可以经由多关节臂部 153调整。
有本实施方式的测量系统110产生的测量结果与第一实施方式的测量系统10相同的测量结果相同。特别而言，在本实施方式中，由于在人体的头部模型130上可拆卸地佩戴用于振动检测的人工耳131来评价声学设备1，所以允许通过考虑头部的影响进行更接近实际使用方式的评价。
应该注意，虽然基于各附图和实施例对本发明进行了说明，但是注意本领域技术人员就基于本公开可以容易地进行各种改变和变更。因此，请注意，这些改变和变更应理解为包含在本发明的范围内。例如，包含在各种单元和部件中的功能等可以以理论上不矛盾的方式进行再配置。另外，多个单元和部件可以结合为一个或被分离。
符号说明
1声学设备(助听器)
10、110测量系统
20声学设备佩戴部
30底座
31A/D转换器
32信号处理器
33D/A转换器
34压电放大器
50耳模型
51人工耳廓
52人工外耳道单元
53人工外耳道
54支撑部件
55振动测量计
56振动检测元件
60声压测量计
61管部件
62传声器
70保持部
71支撑部
72臂部
73移动调整器
10a振动体
11a按压部件
12a附接部分
20a传声器
30a控制器
40a音量和音质调整接口部
50a存储器
60a、60b保持部
61a、61b支撑部
62a、62b耳钩
63a主体
101a压电元件
102a面板
103a模具
104b凹部
105b凸部
111a豁口部分
120声学设备佩戴部
130头部模型
131人工耳
132人工耳廓
132人工耳廓
133人工外耳道
134人工外耳道单元
135振动检测器
136声压测量计
150保持部
151头部固定部分
152支撑部
153多关节臂部
200测量部
300灵敏度调整器
301、302可变增益放大电路
400信号处理器
410A/D转换器
411、412A/D转换电路
420频率特性调整器
421均衡器
430相位调整器
431可变延迟电路
440输出合成器
450频率分析器
460存储器
470信号处理控制器
500PC
510连接线
520显示器
521应用画面
522至524图标
525测量结果显示区域
526测量范围变更图标
527测量结果显示选择区域
528文件图标
529测量类型图标
530帮助图标
600打印机
601、602箭头