سوال دارید؟

pages

بیومکانیک قرنیه - قسمت اول

بیومکانیک قرنیه - قسمت اول

مقدمه :
بیومکانیک، استفاده از علم مکانیک در بیولوژی می باشد. بیومکانیک موضوع علمی جدیدی است که ریشه های تاریخی دارد و محدوده بسیار وسیعی را شامل میشود. بشر فهمیده است که بیولوژی بدون درک و کاربرد مفاهیم بیومکانیکی قابل فهم و بررسی نخواهد بود.
سابقه تاریخی :
کلمه « مکانیک » اولین بار توسط گالیله در کتابی با عنوان two new science استفاده شد تا نیرو، حرکت و قدرت مواد را شرح دهد. در طی سالها، استفاده از کلمه مکانیک گسترش فراوانی یافته است و برای بحث و مطالعه حرکات انواع ذرات و کوانتوم ها شامل کووآنتوم ها، اتم ها، مولکولها،گازها، مایعات، جامدات، ساختمان ها، ستاره ها و کهکشانها و... بکار می رود. درحقیقت علم مکانیک برای آنالیز هر گونه سیستم دینامیک بکار می رود. برای توصیف بهتر بیومکانیک سوابق تاریخی آن مفید خواهد بود. به عنوان اولین کتاب هایی که در زمینه های بیومکانیکی نوشته شده است،کتاب ارسطو تحت عنوان « در مورد اندام های حیوانات » و کتاب چینی «کلاسیک داخلی » که هر دو قبل از میلاد نگارش شده اند را میتوان نام برد. پیشرفت های جدید در مکانیک سبب شکل گیری بیومکانیک جدید شده است که اولین پیشگامان آن عبارتند از :
گالیله (1642-1564) ویلیام هاروی (1658-1578) رنه دکارت (1650-1596) بورلی (1679-1680) رابرت بویل (1691-1627) رابرت هوک (1703-1635) ایساک نیوتون (1727-1642) لئوناردائلر (1783-1707) توماس یانگ (1829-1773) جان پویزلی (1869-1797) هلمهولتز (1941-1821) لمب (1944-1865) ون در پل (1959-1889) .
بیومانیک بعنوان یک علم چند جانبه با علوم بسیاری مرتبط است که از آن جمله می توان آناتومی، فیزولوژی و هیستولوژی از یک طرف و فیزیک، مکانیک و ریاضیات را از طرف دیگر نام برده و همچنین خود بیومکانیک به زیر شاخه های بسیاری تقسیم میشود مانند:
1- بیومکانیک حرکات انسان 
2- بیومکانیک استخوان و بافت های مصنوعی
3- بیومکانیک اعضا و اندام های مصنوعی 
4- بیومکانیک پروتزوارتز 
5- بیومکانیک گردش خون 
در بیومکانیک، هدف درک مکانیک سیستم های زنده است. در حقیقت انگیزه گسترش این علم این است که فهم فیزولوژی بدون مکانیک غیر ممکن است. بیومکانیک در کنار سایر علوم به ما کمک می کند تا ما عملکرد نرمال یک ارگان و بافت را بهتر بفهمیم و تغییرات حاصل در اثر اعمال شرایط را بهتر پیش بینی نمائیم و روش هایی را برای طراحی های مصنوعی بافت های بیولوژیک پایه ریزی نمائیم و بطور کلی، تشخیص، درمان، جراحی و پروتز ارتباط نزدیکی با بیومکانیک دارند.
قوانین ساختاری :
بر طبق مستندات علمی می دانیم که برای هر نوع ماده ای، روابط منحصر به فردی بین stress ( شدت نیروی وارده ) و strain ( میزان تغییر شکل دادن ) وجود دارد. این روابط را رابطه stress/strain یا قوانین ساختاری ماده ( constitutive law ) می نامند. در حقیقت اندازه گیری این روابط، مباحث بزرگی می باشند که زمینه علمی بیومکانیک مطرح می باشند که در زمینه علمی بیومکانیک مطرح می باشند و در مواد هموژنوس وایزوتروپیک، مانند فلز، رابطه stress/strain یک خط مستقیم می باشد که به این مواد، مواد الاستیک خطی گفته می شود. به موادی مواد الاستیک  خطی گفته می شود که آن مواد بتوانند به فرم قبل از اعمال فشار، باز گردند و زمانیکه فشار از روی آن برداشته شد همان ابعاد قبل از اعمال فشار را داشته باشند. از طرفی ما قانون مادولوس یانگ را می دانیم که بیان می کند که:
Strain/stress youngs modulus :که در نمودار، قسمت اول آن، نمودار خطی دارای شیب ثابت می باشد که الاستیک خطی ( linear elastic ) می باشد و در قسمت دوم نمودار، شیب تغییر می کند و مستقیم نمی باشد ماده به حالت اول خود باز نمی گردد.
قرنیه، اسکلرا و عضلات خارجی چشم قانون stress/strain را خیلی پیچیده به نمایش می گذارند اما ما می توانیم stress را که قابل ملاحظه باشد در حد ثابتی نگه داریم و strain را بررسی نمائیم و برای این کار نیروی لازم برای stress را تا حد یک حد ثابت افزایش می دهیم و سپس بعد از مشاهده strain، این نیرو را برعکس کرده و به صفر برسانیم. در صورت انجام این تست در مواد ویسکو الاستیک غیر خطی نرم، دو نمودار خواهیم داشت :
1-نمودار extension
2-نمودار relaxation                                                                                                   
که البته واضح است که این تست و نمودارها به زمان وابستگی دارند. هر حقیقت اگر قاعده stress/strain رفتار وابسته به زمان خود بروز دهد، ماده را ویسکوالاستیک ( viscoelastic ) می نامیم .ترمیم زخم (wound healing) به علت آنکه وابسته به زمان است، می تواند یک نوع خاصیت ویسکوالاستیک در نظر گرفته شود . n در مواد بیولوژیک قاعده youngs modulus خیلی مفید نمی باشد زیرا که ارتباط بین stress و strain خطی نیست و بایستی در این مواد قاعده ی مادولوس یانگ را تعدیل نموده و آنرا تقریبی بیان نمائیم. nd و تست وجود دارد که می توانیم به وسیله آن دو تست، خاصیت وسیکوسیتی  مواد  و سیکوالاستیک را بیان نمائیم. این دو تست عبارتند از :
تست creep و تست relaxation در تست  creep نیروی stress را به ماده وارد می نمائیم و زمان مشخص برای این کار را درنظر می گیریم و سپس extension strain را در زمان بررسی می نمائیم. همچنین می توانیم بررسی نمائیم که چه مقدار stress لازم است تا strain  ثابت نگه داشته شود. که البته تفسیر این تست در مواد بیولوژیک بعلت متغییرهای متعدد مشکل است. مطالعات پیشین سعی کرده بودند که قرنیه و اسکلرا را با روش creep بررسی نمایند. از طرف دیگر مقادیر فشار جزئی در مطالعات فوق، قابل اعمال نبودند و مثلا فشار چشم را نمی توانستند با روش creep بررسی نمایند و مطالعاتی را که فشار زیاد اعمال می شد، بررسی می نمودند.
Poisson s ratio :
اگر ماده ای را با اعمال نیرو از دو طرف بسمت مخالف هم بکشیم، ماده از بعد طول، افزایش طول می یابد و از بعد عرض، ابعادش کاهش می یابد و اگر این روند در طول زمان ثابت باشد نسبت strain ثابت خواهد ماند :
Poisson s Ratio = Latral strain / Longitudinal strain
اما باز هم رابطه فوق شامل مواد Homogeneouos مانند فلز می شود و در بافت های بیولوژیک، عوامل فیزیولوژیک متعددی مانند واکنش های سلولی وجود دارند که باعث می شود مواد بیولوژیک un homogeneouos واکنش غیر قابل پیش بینی داشته باشند.
از طرفی چون قرنیه بیشتر ماده خود را از آب تشکیل داده است و فشار جانبی به آن می تواند باعث افزایش طول آن شود قاعده young s modulus برای قرنیه بر طبق محاسبات برابر است با 5*10 dynes/cm و بنابراین Poisson s Ratio در حدود 0.5 در نظر گرفته میشود.
Boundary Conditions
Boundary Conditions بیانگر این واقعیت است که در موارد و سیستم های بیولوژیک ارتباطات قوی و متعددی وجود دارند که باعث می شوند یک قسمت از ماده مورد نظر بیولوژیک با قسمت های دیگر روابط  و ارتباطات متقابل داشته باشد و نیز این قسمت های بیولوژیک متاثر از عملکرد و واکنش های همدیگر باشند.
مثلا نیروهای اعمال شده بوسیله پلکها، فشار داخلی چشمی، عضلات خارج چشمی و بافت های محافظ خارج چشمی را نمی توان بطور راحت و کامل از هم جدا نمود و بررسی نمود و این در حالیست که اهمیت هر کدام از آنها قابل ملاحظه می باشند و حال بایستی مشکلات بررسی یک لایه از قرنیه را بدون در نظر گرفتن ارتباط آن با سایر لایه ها و عوامل مرتبط در نظر بگیریم. بنابراین بایستی قاعده stress/strain را با درنظر گرفتن ارتباطات ماده بیولوژیک مدنظر، مانند قسمتی از قرنیه با سایر قسمتهای مرتبط، تعریف نمائیم و بدون در نظر گرفتن Boundary Conditions تمام محاسبات ما بی فایده و استفاده از آنها مخاطره آمیز خواهد بود.
ما می دانیم که نمی توانیم قرنیه را به طور کلی یک بافت homogeneous در نظر بگیریم و تصور کنیم که مانند فولاد یکنواخت می باشد و نیرو در جهات آن توزیع یکسان دارد. قرنیه در عین حالی که دارای لایه بومن می باشد که homogeneous است لایه دسمه نیز دارد که الاستیک و homogeneous un است و فیبر های کلاژن قرنیه ای، نزدیک به هم و با فاصله کمتر از نصف طول موج نور قرار گرفته اند. ضمن اینکه در استروما، لایه های داخل استروما موازی سطح قرنیه قرار گرفته اند و بطور آزاد بر روی همدیگر می توانند حرکت کنند و لایه ها حالت cross-linking دارند و کلاژنها جهات super-inferior و medio-latral دارند و حتی در قسمت های محیطی قرنیه جهات چرخشی نیز دارند. نهایتا استروما قطعا homogeneous un می باشد و در مطالعات هیستولوژیک نیز کراتولیتهای سطحی شل تر از کراتوسیتهای عمقی هستند.
اگر قرنیه homogeneous بود بسیاری از مشکلات محاسبه ای و ساختن مدل وپیش بینی،حل می شد اما قرنیه را نمی توان خارج از محل اعمال تیروهای مختلف و ارتباطات آن با محیط اطراف آن و .... بررسی نمود و هرگونه محاسبات و پیش بینی بایستی بصورت غیر خطی ( non linear ) ووسیکوالاستیک انجام شود و قرنیه را بایستی nonaxisymmetric فرض نموده و آنالیز سه بعدی نمائیم و ساختمان داخلی قرنیه را با جزئیات در نظر داشته باشیم و در این صورت می توان مدلی را طراحی کرد که پیش بینی های مربوط به قرنیه را بهبود بخشد. قرنیه را نمی توان صرفا بر اساس اجزای میکروآناتومی آن، پیش بینی کرد و همچنانکه در یک ماده اتم ها و ملکولها با خواص متفاوت در کنارهم قرار می گیرند و یک جسم را با خواصی کاملا متفاوت از اتم هایش ایجاد می نمایند و نحوه قرار گیری اتم ها با کمی تغییر ،جسم متفاوتی را ایجاد می نماید ، در قرنیه نیز اجزای میکرو،قرنیه را ایجاد نموده اند که صرفا نمی توان براساس خود اجزای آن،قرنیه را تفسیر کرد بطور کلی بررسی کلی خواص ماده سازنده قرنیه، می تواند اشتباه و خطا در تفسیر قرنیه ایجاد نماید و این در حالی است که عواملی مانند رطوبت و دما ( عوامل خارجی ) بر بیومکانیک قرنیه تاثیر دارند. در نظر بگیریم که در داخل قرنیه هر گونه اعمال نیرویی بایستی در محور x و y و z بررسی شود. دو روش برای محاسبه و بررسی stress در قرنیه بعنوان یک مدل وجود دارد :
Stresses in a strip of tissue extended along its length
Stress in a thin – walled shell
در روش اول (strip) یک باریکه از بافت بصورت یکنواخت در طول و عرض انتخاب شده و سپس یک قسمت cross-section توسط اعمال نیروی f تغییر شکل می دهد و توسط tension specimen اندازه گیری می شود.







روش دوم (Stress in a thin – walled shell)
در این روش قرنیه را اسفر یکنواخت فرض می کنیم و بیشتر بر اساس تغییر شعاع انحنا بحث می نماییم و بر اساس تصویر می توانیم تمام stress را که o1 و o2وt12و t21 می باشند از فشار p2p1 و p3 محاسبه نمائیم و چون لایه (shell) نازک است می توانیم فرض نماییم که stress در تمام ضخامت ثابت است و تغییرات جزئی قابل چشم پوشی می باشند و با این فرض می توانیم بگوییم که :t2/R P1=O2=O1
این حالت فوق را قانون فشار داخل گوی تو خالی (Hollow sphere) می نامیم که همان la place s law می باشد و بیانگر این واقعیت است که فشار مماسی tangential و در نتیجه دایره ای می شود .فاکتورهای موثر در این فشار،شعاع انحنا،اسفر و ضخامت دیواره می باشند و بنابراین :
S=Pr/2t
S=stress in grams per sguare millimeter
S=intrasphere pressure in grams per sgiare millimeter 
r=radus of curvature in millimeter
t=wall thickmess in millimeter
چنانچه دقت کنیم در محاسبه و روش فوق نوع و جنس ماده دیواره ،دخالتی ندارد و بنابراین در قرنیه نیز میتوان از این قاعده استفاده نمود. البته  با توجه به شعاع انحنای قرنیه و ضخامت قرنیه و فشار معمول در بحث های مربو ط به قرنیه قاعده فوق اندکی خطا دارد که معادله Lam e  و ضریب ثابت Lam e   قاعده Laplace s law را بهبود داده است تا بتوان در مواد لایه دار مانند قرنیه عدد صحیح تری بدست آورد. مطالعات غیر مستقیم بیان می نماید که توزیع فشار در قرنیه نرمال بصورت یکنواخت می باشد اما مطالعه مستقیم برای این حالت وجود ندارد.
به طور خلاصه بایستی اشاره نمائیم که قواعد فوق در مناطق قرنیه ای 2-1 میلیمتر دورتر از لیمبوس اعداد بهتری ارائه می نماید و در نواحی لیمبوس قرنیه، شراط  بسیار پیچیده تر از مسائل فوق می باشد .
Extensional strain :
اگر در سطح گلوب خط AB را در نظر بگیریم و اگر نیروی Fاعمال شود خطAB  تغییر یافته و خط AB را به ما ارائه می نماید .اگر طول AB را LO و طول AB را L در نظر بگیریم :
Extensional strain=(L-LO)/LO
مشخص است که هر چه طول LO کمتر باشد دقت معادله فوق افزایش می یابد .








Shear strain :
اگر در سطح گلوب دو خطAB و BC با یک زاویه مشخص درسه نقطه Aو Bو Cرسم نمائیم و بعد از اعمال نیرو،خط AB و BC را داشته باشیم و زاویه بین این دو خط تغییر نماید این زاویه نیز قابل محاسبه می باشد و تغییر این زاویه را  Shear strain می نامیم. در نتیجه توضیح فوق بر اساس دو خط، سایر اشکال نیز خود به خود از روی دو خط فوق قابل بررسی می باشند.




ساختار قرنیه :
کلاژن جز ساختاری اولیه قرنیه و اسکلرا است که مقاومت کششی و استحکام بالایی دارد و یک لایهی محافظ و پوشش ارتجاعی برای گلوب ایجاد می کند.
کلاژن قرنیه ای در لایه ی بومن و استروما که 90% از ضخامت کل یک قرنیه ی Hydrate ( آبدار ) را تشکیل می دهد، قرار دارد.
استرومای قرنیه یک آرایش سازمان یافته و منظم تعداد زیادی فیبر کلاژن است که به طور محکم توسط یک ماتریکس پروتئوگلیکان که فضای بین فیبر ها را یکنواخت نگه میدارد، کنار هم قرار گرفته اند. این فیبرها بیشتر به صورت دسته ها و باندل های پهن و مسطح یا به صورت لایه ای سازمان یافته اند و از نظر تعداد در سطح قرنیه متفاوتند ( از حدود 300 درمرکز قرنیه تا 500 در لیمبوس ). لایه های کلاژن در استرومای قدامی به صورت مایل در سراسر قرنیه پخش شده اند و اغلب از لیمبوس شروع  و تا لایه ی بومن جایی که با فیبرهای کلاژن داخل غشای بومن ترکیب می شوند، امتداد می یابند. د رمقبل لایه های کلاژن خلفی ضخیم تر و پهن تر هستند و یک آرایش لیمبوس تا لیمبوس مرتب تر دارند و بیشتر در مریدین های inf-sup و medial –leteral قرار گرفته اند . در لیمبوس لایه های کلاژن استرومای قرنیه با کلاژنهای اسکلرا ترکیب شده و یک مسیر دایره وار را ادامه می دهند که تصور می شود افزایش ضخامت بافت در این ناحیه به همین علت باشد .
ماتریکس خارج سلولی پروتئوگلیکان هیدروفیل است و مقداری آب از اتاق قدامی و فیلم اشکی pre-corneal به ترتیب از طریق اندوتلیوم و اپی تلیوم جذب می کند  Hydration قرنیه توسط یک مکانیسم پمپی روان و سیال بر روی اپی تلیوم، در یک سطح ثابت نگه داشته می شود. تغییر در  Hydration قرنیه باعث ایجاد تغییراتی در فضاهای فیبرهای قرنیه ای و در نتیجه از بین رفتن شفافیت قرنیه می شود.
با بالارفتن سن، یک افزایش در مقطع عرضی فیبرها ناشی از پوزیشن و نشست پی در پی و مکرر کلاژن و یک افزایش در glycation  ناشی از اتصال عرضی بین فیبرها بوجود می آید و هر دو این عوامل در مشاهده ی افزایش سختی و استحکام قرنیه با بالارفتن سن نقش دارد. اخیرا تلاش های انجام شده با استفاده از تست button in فلت ion برای مشاهده ی رفتار فشار –کشش ( stress-strain ) نمونه های قرنیه ی انسان بصورت ex-vivo یک افزایش واضح در سفت شدن قرنیه همراه با افزایش سن را نشان داده است.
نتیجه اینکه قرنیه انسان ضخامت متنوعی دارد ( نازکترین قسمت در مرکز قرنیه است)، یک انحنای آسفریک دارد و anisotropic است و هنگامی که فشار در جهات مختلف بر آن اعمال می شود ویژگی های فیزیکی متفاوتی را نشان می دهد. این ویژگی ها ثابت نیستند و با افزایش سن، پاتولوژی قرنیه و تغییر Hydration قرنیه، تغییر کرده و باعث از بین رفتن ساختار لایه ای استروما و در نتیجه تغییر بیومکانیک قرنیه می شوند.
مدتها تصور بر این بود که ویژگی های بیومکانیک قرنیه بر نتایج  و بازده ی اندازه گیری های چشمی مختلف اثر دارد و ممکن است در تشخیص و درمان بیماری های چشمی مثمر ثمر باشد. از طرفی ارزیابی ویژگی های بیومکانیک بافت قرنیه به صورت in- vivo در گذشته امکان پذیر نبود و به همین دلیل محققان اندازه گیری جنبه های مهندسی قرنیه مثل ضخامت و توپوگرافی محدود بودند.
Corneal material properties
الاستیسیتی بر می گردد به اینکه چگونه یک متریال در پاسخ به یک فشار خارجی تغییر شکل می دهد. ارتباط بین stress-strain را می توان به صورت گرافیکی ترسیم کرد.
یک متریال الاستیک، متریالی است که شکل اولیه خود را بطور کامل هنگامی که تحمیل فشار برداشته شود، در جهت عکس مسیر stress-strain مجددا بدست می آورد.
Young s modulus با اندازه گیری شیب از یک بخش از گراف تعیین می شود، یک modulus بالا نشانه ی یک متریال سفت تر است. بنابراین اگر ضریب الاستیک یک ساختار مثل یک  میله ی فولادی مشخص باشد به راحتی می توان مقدار نیروی موردنیاز برای خم کردن آن را پیش بینی کرد.
مطالعات ex-vivo نشان داده اند که قرنیه یک رفتار الاستیک غیر خطی را نشان می دهد به طوری که ضریب Young  آن با افزایش فشار بافت افزایش می یابد اما به صورت منطقه ای و جهتی تغییر می کند مثلا به صورت مریدیونال، در مرکز و مناطق پاراسنترال و در مناطق پریفرال (در لیمبوس ) modulus بالایی را نشان می دهد که ناشی از نظم خاص فیبرها و کلاژن ها است که پیش از این توضیح داده شد.
متریال های viscous هنگامی که یک فشار خارجی اعمال می شود حالت روان و سیال دارند و برخلاف متریال های الاستیک با رفع فشار شکل اولیه خود را مجددا بدست نمی آورند.
متریال های visco-elastic هر دو ویژگی ویسکوزیتی والاستیسیتی را دارند. انرژی حاصله توسط این متریال ها هنگام اعمال نیرو پراکنده می شود. Hysteresis برمیگردد به انرژی از دست رفته در طی سیکل stress-strain نظر به اینکه در بیشتر متریال های بیولوژیک کلاژن ویسکوالاستیک است بنابراین hysteresis نشان می دهد. بافت قرنیه ی انسان یک مجموعه ی ساختاری ویسکوالاستیک است.
اندازه گیری ch نشانه کاهش ویسکوزیتی در قرنیه و به عبارت دیگر توانایی بافت قرنیه برای جذب و پراکنده کردن انرژی است.
مطالعات ما نشان می دهد در مواردی که قرنیه ch کمی نشان میدهد این افراد احتمالا کاندیدای انواع بیماری ها و شکایات چشمی هستند.
روش های اندازه گیری بیومکانیک قرنیه in-vivo :
Reichert دستگاهی به نام ocular response analyzer را طراحی کرد که پاسخ قرنیه به ایجاد تورفتگی توسط یک پالس سریع هوا را اندازه گیری میکند. اساس این دستگاه مانند تونومترهای غیر تماسی است که IOPتوسط فشار هوای موردنیاز برای مسطح کردن مرکزقرنیه تعیین می شود .در ORA یک پالس هوای سریع برای اعمال نیرو به قرنیه به سمت آن هدایت می شود و یک سیستم الکترو اپتیکال پیشرفته همزمان تغییر شکل قرنیه را کنترل می کند. تنظیم چشم بیمار به صورت کاملا اتوماتیک انجام میشود در ابتدا پرتاب یک پالس هوای تنظیم شده باعث حرکت قرنیه به سمت داخل شده سپس Applanation و بعد یک تقعر و تورفتگی ناچیز در قرنیه ایجاد می شود. چند میلی متر پس از Applanation پمپ هوا مسدود شده و فشار به صورت یکنواخت کاهش می یابد. با کاهش فشار،قرنیه به حالت نرمال خود برمیگردد و طی این مرحله یک بار دیگر حالت Applanation رخ میدهد .سیستم ردیابی قرنیه را به طور کلی در تمام پروسه کنترل می کند .
اولین نیروی اعمال شده در ایجاد Applanation بعنوان محرکی برای قطع پرتاب هوا عمل می کند اما بلافاصله یک افزایش مجدد در فشار هوا باعث مقداری تورفتگی درقرنیه می شود. پس از ایجاد این پیک فشار،فشار هوا به طور پیوسته و یکنواخت کاهش یافته تاوقتی که کاملا قطع شود.از پاسخ قرنیه به پرتاب هوا دو اندازه گیری توسط دستگاه انجام می شود :
نیروی مورد نیاز برای فلت کردن قرنیه هنگام افزایش فشار هوا ( force in Applanation p1 )
و نیرویی که قرنیه را مجددا هنگام کاهش فشار هوا فلت می کند ( force in Applanation p2 )
ممکن است انتظار رود این دو مقدار فشار هوا برابر باشند،اما به علت طبیعت دینامیک پالس هوا کاهش ویسکوزیتی  در قرنیه باعث دو میزان فشار متفاوت می شود.
میانگین این دو مقدار فشار مقدار Goldmann – correlated IOP و تفاوت بین این دو مقدار Corneal Hysteresis را نشان میدهد.




Reichert Ocular Response Analyzer ORA از یک پروسه ی Applanation دو طرفه ی دینامیک برا ی اندازه گیری ویژگی های بیومکانیک قرنیه و فشار داخلی چشم استفاده می کند.




 معنای Hysteresis 
این پدیده اول توسط sir james Alfred ewing در سال 1890 معرفی شد. hysteresis ویژگی هر سامانه فیزیکی است که نشان می دهد سامانه، هم زمان از نیروهایی که بر آن اعمال می شود تبعیت نمی کند. بلکه عکس العملی آهسته داشته و حتی گاهی به طور کامل به شرایط قبل از اعمال نیرو باز نمی گردد.
فرهنگ زبان marriam –webster این لغت را به معنای وقفه یا تاخیر اعمال اثر توصیف نموده و آن زمانی است که نیروی عمل که بر روی یک بافت یا عضو وارد می شود سرعتش تغییر می یابد و یا توسط اصطکاک داخلی تغییر وضعیت می دهد. 
یک معنای دیگر hysteresis مقاومت موقت به تغییر از وضعیت اولیه است که در هر سامانه فیزیکی وجود دارد و ممکن است به صورت magnetism یا تغییر حرارتی –الکتریکی خود را نشان می دهد. در حقیقت ریشه لغت، مربوط به زبان لاتین بوده و یا تغییر حرارتی – الکتریکی خود را نشان می دهد در حقیقت ریشه لغت، مربوط به زبان لاتین بوده و از hysteros , hysterein به معنای تاخیر و تعویق می آید. 
این عبارت در اصل اندازه viscous damping در بافت قرنیه است. به عبارت دیگر توانایی جذب انرژی توسط قرنیه را corneal hysteresis می گویند. این پدیده، خود را علت سرعتی که در آن قرنیه دفرمه شده و تغییر شکل می یابد نشان می دهد. این تغییر شکل توسط دستگاه ora و با ایجاد پالس یا موج هوا به وجود می آید.
چگونه ch اندازه گیری می شود؟ 
این معیار، در اصل اختلاف مقدار فشار وارده به طرف داخل (inward) و فشار وارده به طرف خارج (outward) می باشد که روند applanation دو سویه bi-directional به صورت دینامیک و در نتیجه discous damping در قرنیه ایجاد شده و توسط دستگاه ora محاسبه می شود. یک موج هم راستا (collimated) از هوا که میزان آن به دقت تنظیم شده است سبب جا به جایی قرنیه به طرف داخل inward شده و ایجاد applanation می کند و در نتیجه اندکی تقعر در قرنیه به وجود می آید . چندمیلی ثانیه پس از applanation ،پمپ با موج هوا قطع شده وفشارکاهش می یابد ، از این لحظه به بعد، قرنیه شروع به بازگشت به وضعیت اولیه و طبیعی (normal configuration) می کند. در این روند قرنیه مجددا از یک حالت applanted عبور می کند. 
یک سامانه ثبتی نوری – الکتریکی(electro-0ptical) شکل قرینه را در تمام مراحل این روند پایش می کند و دو مقدار عددی مربوط به فشار مستقل، مشتق شده از applanation به طرف inward و خارج outward به دست می آید. به علت ماهیت پویا و دینامیک این اندازه گیری، پدیده viscous damping در قرنیه موجب تاخیر در روند applanation به طرف داخل و خارج می شود و این خود موجب تمایز بین مقادیر به دست آمده از این دو فشار می گردد. میزان اختلافبین این دو فشار همان ch می باشد.
توانایی اندازه گیری این اثر کلید درک خصوصیات بیومکانیک قرنیه و تاثیر آن بر روند اندازه گیری فشار چشم است. 
میزان ch در افراد سالم و طبیعی
داده های بالینی به دست آمده از مطالعات متعدد نشان می دهد که دامنه ch در افراد طبیعی بین 8 تا 16 میلیمتر جیوه است. البته میزان ch بر اساس سن و نژاد تغییر می کند و برای رسیدن به یک جواب دقیق مطالعات و تحقیقات بیشتری مورد نیاز است. میزان متوسط ch در افراد طبیعی 11 میلی متر جیوه تخمین زده می شود. 
Corneal Resistance Factorcrf
این معیار اندازه اثرات تجمعی مقاومت viscous , elastic در برخورد موج هوا به قرنیه بوده و در زمانی است که سطح قرنیه دفرمه می شود. این معیار مقاومت قرنیه را زمانی که فشار چشم به مقدار قابل ملاحظه ای بالا می رود نشان می دهد. اگر چه ch و crf به طور متوسط در جمعیت طبیعی یکسان می باشد ولی از فردی به فرد دیگر متفاوت بوده و اطلاعات ممتازی از قرنیه فراهم می نمایند. برای تعیین مقدار crf از اطلاعات مربوط به ch همراه با یک الگوریتم خاص استفاده می شود. فرمول kp2-p1 همراه با اعداد مروبط به cct در محاسبه CRF استفاده می شود. 

بیومکانیک قرنیه - قسمت دوم ( ادامه دارد ... )