JPH0141331B2 - - Google Patents
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- JPH0141331B2 JPH0141331B2 JP54500337A JP50033779A JPH0141331B2 JP H0141331 B2 JPH0141331 B2 JP H0141331B2 JP 54500337 A JP54500337 A JP 54500337A JP 50033779 A JP50033779 A JP 50033779A JP H0141331 B2 JPH0141331 B2 JP H0141331B2
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- ear
- probe
- hearing
- canal
- instantaneous
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Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/12—Audiometering
- A61B5/121—Audiometering evaluating hearing capacity
- A61B5/125—Audiometering evaluating hearing capacity objective methods
- A61B5/126—Audiometering evaluating hearing capacity objective methods measuring compliance or mechanical impedance of the tympanic membrane
-
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- A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
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Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
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- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
本発明は聴力検査装置に関する。
現在のところ、耳の状態についての定量的な情
報は医学的目的のために聴力測定検査または電気
生理学的検査によつて得ることができる。しかし
ながら、これらの技術は聴覚障害の早期発見、評
価および監視に関する臨床医の要求に充分に答え
るものではない。現在利用できる上記技術には困
難が伴う。何故ならば、第一の技術には被検者の
高度の集中力と協力が必要であり、第二の技術に
は理想的には侵入手術(invasive surgery)およ
び時折鎮静化(sedation)が含まれる。これらの
困難は被検者が幼児の場合に最も明らかになる。
報は医学的目的のために聴力測定検査または電気
生理学的検査によつて得ることができる。しかし
ながら、これらの技術は聴覚障害の早期発見、評
価および監視に関する臨床医の要求に充分に答え
るものではない。現在利用できる上記技術には困
難が伴う。何故ならば、第一の技術には被検者の
高度の集中力と協力が必要であり、第二の技術に
は理想的には侵入手術(invasive surgery)およ
び時折鎮静化(sedation)が含まれる。これらの
困難は被検者が幼児の場合に最も明らかになる。
ある種の聴力測定検査は客観的な方法でおこな
うことができる。このうちの一方法は、被検者の
外耳道内に聴覚プローブを気密状に挿入し、該プ
ローブはトーン発生器からの聴覚刺激を外耳道内
へ伝え、このような刺激に対してマイクロホンを
通して外耳道内のリアクシヨン(reactions)に
応答し、調節された静圧(static pressure)を外
耳道へ加えることを含んでいる。このような検査
法および検査装置の例は米国特許第3949735号、
同第4029083号および同第4057051号の各明細書に
記載されており、これらに基づいて得られるパラ
メーターはコンプライアンス(compliance)や
耳内筋肉の反射作用(intraaural muscle
reflex)である。しかしながら、一般に聴力測定
検査から客観的に得られる情報は限られており、
内耳の常体に関する知見は、何も得られない。本
発明の目的はこのような状況を改善することであ
る。
うことができる。このうちの一方法は、被検者の
外耳道内に聴覚プローブを気密状に挿入し、該プ
ローブはトーン発生器からの聴覚刺激を外耳道内
へ伝え、このような刺激に対してマイクロホンを
通して外耳道内のリアクシヨン(reactions)に
応答し、調節された静圧(static pressure)を外
耳道へ加えることを含んでいる。このような検査
法および検査装置の例は米国特許第3949735号、
同第4029083号および同第4057051号の各明細書に
記載されており、これらに基づいて得られるパラ
メーターはコンプライアンス(compliance)や
耳内筋肉の反射作用(intraaural muscle
reflex)である。しかしながら、一般に聴力測定
検査から客観的に得られる情報は限られており、
内耳の常体に関する知見は、何も得られない。本
発明の目的はこのような状況を改善することであ
る。
本発明は現在の理解と反対に、健康な人の耳は
瞬間的な音の聴取に応答して検出可能なエコー
(echo)を発し、該エコーは音の特性と耳内部の
条件に関係するという知見から生じたものであ
る。このエコーは、入射音の圧力変化によつて直
接引起される鼓膜の初期の振動が現在利用できる
検出技術に関してゼロまで減衰した後、鼓膜をさ
らに振動させる。さらにエコーは、その発生原因
となる瞬間音および連結した直接のレスポンスに
対して充分遅延され、電子的タイムゲイテイング
(time―gating)によつて分離される。またエコ
ーは内耳の特性に関係し、それと共に減衰するも
のと考えられる。
瞬間的な音の聴取に応答して検出可能なエコー
(echo)を発し、該エコーは音の特性と耳内部の
条件に関係するという知見から生じたものであ
る。このエコーは、入射音の圧力変化によつて直
接引起される鼓膜の初期の振動が現在利用できる
検出技術に関してゼロまで減衰した後、鼓膜をさ
らに振動させる。さらにエコーは、その発生原因
となる瞬間音および連結した直接のレスポンスに
対して充分遅延され、電子的タイムゲイテイング
(time―gating)によつて分離される。またエコ
ーは内耳の特性に関係し、それと共に減衰するも
のと考えられる。
従つて、より一般的には本発明は、被検者の耳
に瞬間音を送り込む手段および該瞬間音に応答し
て内耳から送り返される波動の検出手段を有する
ことを特徴とする聴力検査装置を提供するもので
ある。また反射波動の検出は普通はそれによつて
作り出されるエコーによつておこなうが、このこ
ともこれと関係する鼓膜の振動を検出するのが可
能な限り本質的なことではない。
に瞬間音を送り込む手段および該瞬間音に応答し
て内耳から送り返される波動の検出手段を有する
ことを特徴とする聴力検査装置を提供するもので
ある。また反射波動の検出は普通はそれによつて
作り出されるエコーによつておこなうが、このこ
ともこれと関係する鼓膜の振動を検出するのが可
能な限り本質的なことではない。
特に本発明は、被検者の外耳道へ挿入するため
の聴覚プローブ、該外耳道へ瞬間音を送り込むた
めおよび該外耳道内の瞬間音によつて作り出され
るエコーに応答するために該プローブに取付けら
れた電気音響変換手段、該変換手段に反復的に活
動化して瞬間音を連続的に送り込むためのパルス
発生器、該パルス発生器および該瞬間音によつて
作り出されるエコーを検出するための該変換手段
の両方に応答するタイムゲート手段、検出された
エコー信号を少なくともそれらを平均化すること
によつて処理するための、検出手段に応答する分
析手段、および該処理手段に応答する表示およ
び/または記録手段を有する聴力検査装置を提供
する。
の聴覚プローブ、該外耳道へ瞬間音を送り込むた
めおよび該外耳道内の瞬間音によつて作り出され
るエコーに応答するために該プローブに取付けら
れた電気音響変換手段、該変換手段に反復的に活
動化して瞬間音を連続的に送り込むためのパルス
発生器、該パルス発生器および該瞬間音によつて
作り出されるエコーを検出するための該変換手段
の両方に応答するタイムゲート手段、検出された
エコー信号を少なくともそれらを平均化すること
によつて処理するための、検出手段に応答する分
析手段、および該処理手段に応答する表示およ
び/または記録手段を有する聴力検査装置を提供
する。
本発明を理解しやすくするために、本発明の一
態様を模式的に示す添付図に基づいて上述の装置
を説明する。
態様を模式的に示す添付図に基づいて上述の装置
を説明する。
第1図は本発明による聴力検査装置の一態様を
示すブロツク図である。
示すブロツク図である。
第2a図〜第2b図はそれぞれ第1図のプロセ
スa,b,cおよびdにおける信号波形の模式的
なタイムチヤートである。
スa,b,cおよびdにおける信号波形の模式的
なタイムチヤートである。
本発明による図示した装置は上述の装置のより
特別な態様であり、患者の外耳道に入れることに
よつて患者と連結するための聴覚プローブ1を有
する。このプローブは外耳道を貫通して気密にす
るように形成されている。このため通常の臨床的
用途では、プローブの形状と寸法の範囲は異なつ
た患者の耳の自然の変化に対応させる必要があ
る。都合のよいことには、この目的のためには一
般のプローブの本体に連結可能な取り換え先端部
(dis―posable tips)を取り付けて使用してもよ
い。
特別な態様であり、患者の外耳道に入れることに
よつて患者と連結するための聴覚プローブ1を有
する。このプローブは外耳道を貫通して気密にす
るように形成されている。このため通常の臨床的
用途では、プローブの形状と寸法の範囲は異なつ
た患者の耳の自然の変化に対応させる必要があ
る。都合のよいことには、この目的のためには一
般のプローブの本体に連結可能な取り換え先端部
(dis―posable tips)を取り付けて使用してもよ
い。
プローブは外耳道を密閉するので、閉鎖可能な
空気通路をプローブに設け、これによつてプロー
ブを挿入した後と装置の作動前との鼓膜の周囲の
圧力を等しくしてもよい。
空気通路をプローブに設け、これによつてプロー
ブを挿入した後と装置の作動前との鼓膜の周囲の
圧力を等しくしてもよい。
プローブは2個の電気変換器2および3を有し
ていて、それぞれ外耳道への瞬間音の送り込みお
よびこれに対応するエコーの応答に用いられる。
これらの変換器は小型の音源と陶磁性小型マイク
ロホンユニツト、例えばプローブと一体となつて
該プローブと鼓膜の間の空間と直接通じる耳の後
部の補聴器等に用いられるものを有するのが適当
である。初期段階に用いられたこの種の変換器は
共鳴を伴わずに500〜4000Hzの周波数を与え、こ
の発生源は音圧90dB/2c.c.を作り出し、マイク
ロホンの感度とノイズ準位は、等価なノイズ入力
準位が30dBA以下になるようになる。変換器の
周波数応答は出来るだけフラツトなのが好まし
い。
ていて、それぞれ外耳道への瞬間音の送り込みお
よびこれに対応するエコーの応答に用いられる。
これらの変換器は小型の音源と陶磁性小型マイク
ロホンユニツト、例えばプローブと一体となつて
該プローブと鼓膜の間の空間と直接通じる耳の後
部の補聴器等に用いられるものを有するのが適当
である。初期段階に用いられたこの種の変換器は
共鳴を伴わずに500〜4000Hzの周波数を与え、こ
の発生源は音圧90dB/2c.c.を作り出し、マイク
ロホンの感度とノイズ準位は、等価なノイズ入力
準位が30dBA以下になるようになる。変換器の
周波数応答は出来るだけフラツトなのが好まし
い。
音源はパルス発生器4に作動可能に連接する。
該パルス発生器はここまでの発達では、幅200μs
以下であつて調節可能な振幅、例えば聴覚スペク
トル密度−30〜+40dB SPL/Hzを与えるパルス
を供給する。初期段階で用いられたパルス発生器
はパルス周波数に関して調整可能であり、実際に
は最大有効周波数約50Hzを発生させることが見出
された。何故ならば、より高い周波数ではエコー
は続いて起こるパルスと重なるからである。実際
問題としては、この最大値よりもわずかに低い周
波数を使用して出来る限り必要な全操作時間を減
少させるのが通常は適当である。また、パルス発
生器は周囲の環境および被検者によるノイズのな
い時間のみでの使用を容易にするために不規則的
に作動させる設備を備えているが、さらに発達し
た段階ではこのようなノイズに応答する自動的な
作動によつて以下に述べるプロセツサー
(processor)へのエコーの適用を防止するのが適
切であると考えられる。
該パルス発生器はここまでの発達では、幅200μs
以下であつて調節可能な振幅、例えば聴覚スペク
トル密度−30〜+40dB SPL/Hzを与えるパルス
を供給する。初期段階で用いられたパルス発生器
はパルス周波数に関して調整可能であり、実際に
は最大有効周波数約50Hzを発生させることが見出
された。何故ならば、より高い周波数ではエコー
は続いて起こるパルスと重なるからである。実際
問題としては、この最大値よりもわずかに低い周
波数を使用して出来る限り必要な全操作時間を減
少させるのが通常は適当である。また、パルス発
生器は周囲の環境および被検者によるノイズのな
い時間のみでの使用を容易にするために不規則的
に作動させる設備を備えているが、さらに発達し
た段階ではこのようなノイズに応答する自動的な
作動によつて以下に述べるプロセツサー
(processor)へのエコーの適用を防止するのが適
切であると考えられる。
マイクロホンとパルス発生器は検出器5に接続
し、この検出器は前置増幅器7によつて予め増幅
されたマイクロホン出力およびパルス発生器4に
接続されたタイムゲート制御信号発生器8からの
信号を受け取り、次いでパルス発生器の出力に遅
れて同期しているこの出力のエコー信号成分をタ
イムゲートする。上述のように、マイクロホン出
力は直接信号成分とエコー信号成分とを含み、こ
れらの2成分は時間で分離する。直接成分は瞬間
的な音入力に対する鼓膜と中耳の応答を表示し、
通常この成分は瞬間音が発生した後約5ms以内に
実質的に消滅する。エコー成分はこの後さらに約
15ms以内に発生する。従つて、エコー成分は容
易に分離することができる。この分離は、すぐ上
で述べたような予め決めた一定の時間または次の
瞬間音入力の開始によつて終了する適当な時間に
同一成分をゲートすることによつておこなうこと
ができる。エコー成分はさらに適当に増幅してプ
ロセツサー6へ送る。
し、この検出器は前置増幅器7によつて予め増幅
されたマイクロホン出力およびパルス発生器4に
接続されたタイムゲート制御信号発生器8からの
信号を受け取り、次いでパルス発生器の出力に遅
れて同期しているこの出力のエコー信号成分をタ
イムゲートする。上述のように、マイクロホン出
力は直接信号成分とエコー信号成分とを含み、こ
れらの2成分は時間で分離する。直接成分は瞬間
的な音入力に対する鼓膜と中耳の応答を表示し、
通常この成分は瞬間音が発生した後約5ms以内に
実質的に消滅する。エコー成分はこの後さらに約
15ms以内に発生する。従つて、エコー成分は容
易に分離することができる。この分離は、すぐ上
で述べたような予め決めた一定の時間または次の
瞬間音入力の開始によつて終了する適当な時間に
同一成分をゲートすることによつておこなうこと
ができる。エコー成分はさらに適当に増幅してプ
ロセツサー6へ送る。
プロセツサーは続発する20〜2000のエコーに適
当に応答するアベレージヤー(averager)を有
する。簡単な装置では、得られる平均化された信
号は聴覚的な監視および/または視覚的な表示に
よつて評価することができる。平均化された信号
はその後の別々の解析のために記録するこができ
る。より複雑な装置では、平均化されたエコーは
分析器9を用いるより詳細な直接解析、例えばフ
ーリエ解析等に付される。
当に応答するアベレージヤー(averager)を有
する。簡単な装置では、得られる平均化された信
号は聴覚的な監視および/または視覚的な表示に
よつて評価することができる。平均化された信号
はその後の別々の解析のために記録するこができ
る。より複雑な装置では、平均化されたエコーは
分析器9を用いるより詳細な直接解析、例えばフ
ーリエ解析等に付される。
本発明のここまでの展開を基礎にすると、健康
な耳の刺激準位−20〜+15dB SPL/Hzは結局耳
道内のエコー音域10〜25(最高)dB SPLになる
ことが期待できる。優勢な周波数成分は1〜2K
Hzのあたりである。10dB SPL以下の検出可能な
エコーは聴取ロスを示すものと考えられ、10〜
20dBの平均の中間周波数ロスは平均化後にエコ
ーを0dB SPLあたりまで下げるのに充分である。
平均化されたエコーの詳細な形状は実際上は患者
の個人差によつて特有の変化をすると考えられる
ので、患者の健康状態の第一次評価は標準的な波
形との比較よりもエコーの振幅に基づく。しかし
ながら、どのような患者の健康状態も継続的な時
間間隔において得られるエコーを比較することに
よつて監視することができる。
な耳の刺激準位−20〜+15dB SPL/Hzは結局耳
道内のエコー音域10〜25(最高)dB SPLになる
ことが期待できる。優勢な周波数成分は1〜2K
Hzのあたりである。10dB SPL以下の検出可能な
エコーは聴取ロスを示すものと考えられ、10〜
20dBの平均の中間周波数ロスは平均化後にエコ
ーを0dB SPLあたりまで下げるのに充分である。
平均化されたエコーの詳細な形状は実際上は患者
の個人差によつて特有の変化をすると考えられる
ので、患者の健康状態の第一次評価は標準的な波
形との比較よりもエコーの振幅に基づく。しかし
ながら、どのような患者の健康状態も継続的な時
間間隔において得られるエコーを比較することに
よつて監視することができる。
勿論、エコー準位は内耳の疾患は証明しない。
何故ならば信号の入力と出力は中耳を通つて伝達
されるので、中耳の状態に委ねられるからであ
る。しかしながら、これには中耳を検査するため
の他の技術を用いる鑑別診断が考慮される。この
最後の目的のために本発明によるプローブを鼓膜
の聴覚インピーダンスの測定に使用してもよい。
常態の中耳の場合、エコーの解析は蝸牛殻活性の
示度を与える。また、個々の周波数における入力
−出力変換係数はこれらの周波数の応答と関連し
た蝸牛殻活性と関係があると考えられる。
何故ならば信号の入力と出力は中耳を通つて伝達
されるので、中耳の状態に委ねられるからであ
る。しかしながら、これには中耳を検査するため
の他の技術を用いる鑑別診断が考慮される。この
最後の目的のために本発明によるプローブを鼓膜
の聴覚インピーダンスの測定に使用してもよい。
常態の中耳の場合、エコーの解析は蝸牛殻活性の
示度を与える。また、個々の周波数における入力
−出力変換係数はこれらの周波数の応答と関連し
た蝸牛殻活性と関係があると考えられる。
エコーはそれと関連した直接信号よりも強度が
かなり(約40dB)小さく、外耳道を貫通して密
閉する本発明による好ましい耳用プローブは該プ
ローブと鼓膜との空間を最小にすることによつて
エコーによる鼓膜の振動から生じる圧力変化を高
めることに注目したい。実際問題として、プロー
ブは外耳道へ0.75cm以上は貫通するようになつて
いる。
かなり(約40dB)小さく、外耳道を貫通して密
閉する本発明による好ましい耳用プローブは該プ
ローブと鼓膜との空間を最小にすることによつて
エコーによる鼓膜の振動から生じる圧力変化を高
めることに注目したい。実際問題として、プロー
ブは外耳道へ0.75cm以上は貫通するようになつて
いる。
本発明は、本明細書の序論で述べたより一般的
な議論の範囲内で変換およびさらに発展させるこ
とができることが認められる。この種の一つの技
術では、入力を最良のエコー出力を与える狭い周
波数バンドに調整することによつて簡単な結果が
得られる。これらの技術では好ましくは低準位の
音入力および出力用の狭いバンドフイルタリング
を用いる。
な議論の範囲内で変換およびさらに発展させるこ
とができることが認められる。この種の一つの技
術では、入力を最良のエコー出力を与える狭い周
波数バンドに調整することによつて簡単な結果が
得られる。これらの技術では好ましくは低準位の
音入力および出力用の狭いバンドフイルタリング
を用いる。
最後に、本発明の実際的な応用の問題について
言及する。上記議論から明らかなように本発明は
患者の聴力を分析し監視するために臨床および病
院において一次的に利用することができる。さら
に、薬剤の試験に関連した応用も生じる。即ち本
発明は、鼓膜の発育中の最大安全投薬量を決定す
る際、および特に動物試験を利用する際の直接作
用または副作用として生じる聴力損傷を評価する
のに有用である。
言及する。上記議論から明らかなように本発明は
患者の聴力を分析し監視するために臨床および病
院において一次的に利用することができる。さら
に、薬剤の試験に関連した応用も生じる。即ち本
発明は、鼓膜の発育中の最大安全投薬量を決定す
る際、および特に動物試験を利用する際の直接作
用または副作用として生じる聴力損傷を評価する
のに有用である。
第1図は本発明による聴力検査装置の一態様を
示すブロツク図である。第2a図〜第2d図はそ
れぞれ第1図のプロセスa,b,cおよびdにお
ける信号波形の模式的なタイムチヤートである。 1は聴覚プローブ、2,3は電気変換器、4は
パルス発生器、5は検出器、6はプロセツサー、
7は前置増幅器、8はタイムゲート制御信号発生
器、9は分析器を示す。
示すブロツク図である。第2a図〜第2d図はそ
れぞれ第1図のプロセスa,b,cおよびdにお
ける信号波形の模式的なタイムチヤートである。 1は聴覚プローブ、2,3は電気変換器、4は
パルス発生器、5は検出器、6はプロセツサー、
7は前置増幅器、8はタイムゲート制御信号発生
器、9は分析器を示す。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 1 被検者の耳の外耳道へ挿入するための聴覚プ
ローブ、該聴覚プローブを通して該耳内へ瞬間音
を送り込むための第一音響変換器、該瞬間音に応
答して該耳内から反射される反射音圧波を電気的
信号に変換表示するための第二音響変換器、およ
び該信号の中から該耳の内耳領域からのエコーを
表示する成分を検出する検出器を備えた聴力検査
装置。 2 被検者の耳の外耳道へ挿入する聴覚プローブ
が、該外耳道へ瞬間音を送り込むための電気音響
変換器およびエコーに応答するための電気音響変
換器を収容する第1項記載の装置。 3 聴覚プローブが外耳道を気密状に貫通するよ
うに形作られた第2項記載の装置。 4 聴覚プローブが電気音響変換器を収容する基
部、および外耳道へはめ込むための取換え部を有
する第3項記載の装置。 5 瞬間音を送る手段がパルス発生器および該発
生器に応答して作動し反復性の瞬間的な音を作り
出す電気音響変換器を有する第1項から第4項い
ずれかに記載の装置。 6 検出器が各瞬間音の終わりから5〜20msの
間に送り返された波動に応答して作動する第5項
記載の装置。 7 パルス発生器が約50Hzよりも大きくないパル
ス反復周波数で作動する第5項記載の装置。 8 検出手段の出力にアベレージヤーが応答する
第5項記載の装置。
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
GB546778 | 1978-02-10 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS55500079A JPS55500079A (ja) | 1980-02-14 |
JPH0141331B2 true JPH0141331B2 (ja) | 1989-09-05 |
Family
ID=9796733
Family Applications (1)
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---|---|---|---|
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Country Status (8)
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---|---|
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EP (1) | EP0015258B1 (ja) |
JP (1) | JPH0141331B2 (ja) |
AU (1) | AU527319B2 (ja) |
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DE (1) | DE2960449D1 (ja) |
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WO (1) | WO1979000614A1 (ja) |
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- 1979-02-09 WO PCT/GB1979/000030 patent/WO1979000614A1/en unknown
- 1979-02-09 DE DE7979900159T patent/DE2960449D1/de not_active Expired
- 1979-02-09 EP EP79900159A patent/EP0015258B1/en not_active Expired
- 1979-02-09 JP JP54500337A patent/JPH0141331B2/ja not_active Expired
- 1979-09-21 DK DK396379A patent/DK147726C/da not_active IP Right Cessation
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