微重力場下對抗性訓練對骨小梁和成骨細胞力學行為影響的模擬研究

田從彪，劉海英*，趙超輝，張春秋

（1．天津理工大學天津市先進機電系統設計與智能控制重點實驗室，天津 300384；2．天津理工大學機電工程國家級實驗教學示范中心，天津 300384）

0 引言

骨組織依據其結構不同可分為皮質骨和松質骨。松質骨由大量呈針狀或片狀的骨小梁和位于骨小梁骨架間的骨髓構成。松質骨構成人體80%的骨表面，占全身骨量的20%[1]。松質骨內骨小梁以最優的結構承受人體負荷，對人體起到支撐、承重等作用。骨髓內存在的多種細胞（成骨細胞、破骨細胞、脂肪細胞和造血干細胞等）均處于復雜的力學微環境，骨形成過程中成骨細胞排列于骨小梁表面，可合成、分泌、礦化骨基質[2]。

美國國家航空航天局（National Aeronautics and Space Administration，NASA）將宇航員在太空微重力下產生的骨質疏松稱為最嚴重的太空疾病[3]。生理載荷作用下骨小梁產生形變并驅動骨髓液流動，從而對附著于其上的成骨細胞產生牽張應力及流體力學刺激。因此，適度的力學刺激可激發成骨細胞的生物學功能。而宇航員在太空飛行時，人體重力產生向心加速度導致體內骨組織的壓力梯度消失，從而使處于廢用狀態的骨組織無法對成骨細胞產生足夠的力學刺激。研究表明，由于微重力環境下骨組織受到的力學刺激不足會促使破骨細胞分化[4]，抑制成骨細胞增殖與分化[5]，使骨吸收遠高于骨形成導致骨量大量流失[6]，從而使宇航員發生廢用性骨質疏松，此病癥已成為阻礙人類探索宇宙步伐的主要因素之一。廢用性骨質疏松主要發生在骨小梁處[7]，動物實驗研究也表明微重力環境下的小鼠骨小梁厚度短時間內下降24.5%[8]。持續鍛煉可維持骨量，通過對骨組織提供力學刺激維持骨密度，有助于防止微重力環境下的骨質流失和廢用性骨質疏松[3]，且高阻力運動還可刺激成骨細胞促進骨形成。因此，人體進行對抗性訓練時松質骨內骨小梁、成骨細胞所處力學微環境的改善，可能是有效減緩廢用性骨質疏松的關鍵。

目前，在減緩宇航員發生廢用性骨量丟失的研究中，大多集中于藥物、激素等對體內成骨相關因子的作用。Feng 等[9]發現在模擬微重力條件下蛇床子素（osthole，OST）可促進成骨細胞增殖，并上調RUNX2和骨形態發生蛋白2（bone morphogenetic protein-2，BMP2）的表達，可用于減少失重引起的骨丟失。Jin等[10]發現在大鼠后肢失重模型中芒柄花素可明顯改善骨小梁的微觀結構，加快骨礦沉積速度，增加骨密度，改善骨的生物力學性能。Wang 等[11]發現丹酚酸B（salvianolic acid B，Sal B）可促進成骨細胞增殖，并在模擬微重力環境下減少細胞凋亡。上述研究均表明，藥物可在一定程度上減緩失重環境下的骨量丟失，但藥物治療具有全身性及一定的副作用。對抗性訓練可使骨組織變形從而對細胞產生一定的力學刺激，對維持骨量具有積極意義。LeBlanc 等[12]研究發現，在長期太空飛行中，運動與抗吸收藥物聯合使用可減少髖部骨小梁的骨量丟失，有助于保護骨骼健康。Fang 等[13]研究了生長期大鼠在中等強度跑步機上運動時對骨組織結構和性能的影響，結果表明12%負重水平可顯著促進骨形成，改善骨小梁的微觀結構，維持皮質骨的結構和力學性能，但過高的負重水平對各尺度的松質骨微觀結構和皮質骨性能均無正向影響。目前，由于實驗技術手段的限制很難量化在體骨組織、細胞在不同重力場下的力學行為變化規律，因而采用有限元方法研究骨組織、細胞的力學行為成為可能。有限元分析是生物力學常用的一種研究方法[14]。課題組通過數值模擬對比研究了微重力及地球重力場下人體運動時骨細胞受到的流體力學刺激[15]，而微重力場下宇航員對抗性訓練對承重骨內松質骨骨小梁、成骨細胞力學行為變化規律的相關研究還未見報道。

本文建立包含成骨細胞和骨髓的松質骨流-固耦合有限元模型，通過數值模擬對比研究地球重力和微重力場下運動對骨小梁、成骨細胞所處力學微環境的影響規律，以期從生物力學角度揭示對抗性訓練有效減緩宇航員發生廢用性骨質疏松的深層次原因。

1 材料與方法

1.1 模型生成

Micro-CT 是一種非破壞性的三維成像技術[16]，本文通過對健康大鼠股骨近端進行Micro-CT 掃描并參照文獻[17]中模型的幾何尺寸在Mimics Research 20.0 軟件中選取1.54 mm×1.54 mm×1.48 mm 的骨小梁區域進行三維重建。之后，在Solidworks 2020 軟件中建立成骨細胞半橢球貼壁幾何模型，其長軸為28 μm、短軸為20 μm、高為10 μm[18]。包含骨小梁、骨髓和成骨細胞的松質骨有限元模型生成過程如圖1 所示。將三維重建后的松質骨模型導入COMSOL Multiphysics軟件中進行網格劃分，共計311 542 個網格單元，并應用流固耦合模塊對松質骨模型進行雙向耦合求解。

圖1 松質骨有限元模型及邊界條件示意圖

1.2 材料參數

將骨小梁定義為各向同性線彈性材料[17]，彈性模量為10.66 GPa，泊松比為0.38，密度為1 350 kg/m3[19]。骨髓密度為950 kg/m3[20]，動力黏度為85 Pa·s。將成骨細胞也定義為各向同性線彈性材料，密度為1 000 kg/m3，泊松比為0.37，彈性模量為6 500 Pa[18]。

1.3 邊界條件

在模型底部施加固定約束，側面施加對稱約束，上表面施加位移載荷P（t），以模擬人體運動載荷，如圖1 所示。P（t）隨加載時間t變化的表達式如下：

式中，A為加載的位移載荷幅值。

在骨髓域6 個側面施加壓力載荷W（t），以模擬松質骨模型周圍的骨髓作用于其上的壓力，W（t）隨時間變化的關系式如下：

式中，B為加載的壓力幅值。

骨組織的應變隨重力場和運動狀態發生改變。當應變低于200 με 時，骨組織處于廢用狀態，骨吸收大于骨形成；當應變為200~1 000 με 時，骨量處于平衡狀態，骨吸收等于骨形成；當應變為＞1 000~＜3 000 με 時，骨組織處于中度超負荷狀態，骨形成大于骨吸收[21]。因此，本研究將考慮不同重力場下人體靜息（0 με）及不同強度的運動狀態（骨小梁應變幅值分別取值100、700、2 000、3 000 με）。

微重力場（0×g）下，人體處于靜止及運動狀態時哈弗氏管內微動脈脈動壓力幅值分別為地球重力場（1×g）下的73%、82%[15]。地球重力場下，人體正常心跳時在股骨產生約5 mmHg（1 mmH=133.32 Pa）的骨髓壓力[22]；微重力場下骨髓壓力取值按文獻[15]中比例計算得到。此外，在骨小梁上表面施加幅值為1.05 μm 的位移載荷，在骨髓域6 個側面施加5 000 Pa壓力[17]。

基于上述分析，本研究共設定7 種工況（ck，k=1，2，…，7）進行數值模擬對比研究，詳見表1。其中，工況c1為地球重力場下人體處于靜止狀態（骨應變幅值為0 με），骨髓域壓力幅值為5.00 mmHg；工況c2為地球重力場下人體以頻率1 Hz 進行運動（應變幅值為700 με），骨髓域壓力幅值為17.50 mmHg；工況c3為人體處于失重狀態（應變幅值為0 με），骨髓域壓力幅值為3.65 mmHg；工況c4、c5、c6、c7則為微重力場下，人體以頻率1 Hz 進行不同強度的對抗性訓練，骨小梁的位移幅值分別為0.148、1.036、2.960、4.440 μm，骨髓域壓力幅值分別為7.00、14.40、41.00、61.50 mmHg。

表1 7 種工況參數

2 結果

2.1 成骨細胞表面的液體流速分析

地球重力場和微重力場下，人體以1 Hz 頻率運動時（應變幅值為700 με，工況c2、c5）及處于靜止狀態下（工況c1、c3）成骨細胞表面液體流速平均值隨時間變化的曲線圖如圖2 所示。地球重力場和微重力場下，工況c2、c5位移加載1/4 周期時（t=0.25 s）成骨細胞表面液體流速平均值分別為10.68、8.76 μm/s；靜止狀態下，工況c1、c3成骨細胞表面液體流速平均值分別為人體運動狀態時的27.9%、24.7%。各重力場下，人體運動時成骨細胞表面液體流速均高于靜止狀態，且地球重力場下成骨細胞表面液體流速高于微重力場下。上述結果表明，運動可顯著提高成骨細胞表面的液體流速，由于骨髓流經成骨細胞表面可對其產生流體剪切應力作用，因此運動有助于激活成骨細胞生物活性，促進骨形成。

圖2 地球重力場和微重力場下成骨細胞表面液體流速平均值隨時間變化的曲線圖

2.2 微重力場下運動強度對骨小梁、成骨細胞von Mises 應力的影響規律

微重力場下，靜止狀態（工況c3）及運動狀態時（工況c4、c5、c6、c7）骨小梁、成骨細胞的von Mises 應力平均值隨時間變化的曲線圖如圖3 所示。靜止狀態下及各位移加載1/2 周期時（t=0.5 s），工況c3、c4、c5、c6、c7骨小梁的von Mises 應力平均值分別為216、773 323、5 389 543、15 761 716、23 661 561 Pa，成骨細胞的von Mises 應力平均值分別為66.8、128.2、261.9、766.9、1 151.7 Pa，而運動狀態下工況c4、c5、c6、c7的von Mises 應力平均值分別為靜止狀態下的191.9%、392.1%、1 148.1%、1 724.1%。不同強度的對抗性訓練均可對骨小梁、成骨細胞產生一定的應力刺激。運動狀態下位移加載1/2 周期時（t=0.5 s），工況c3、c4、c5、c6、c7骨小梁的von Mises 應力云圖如圖4 所示。骨小梁的von Mises 應力與對抗性訓練強度呈正相關。上述結果表明，對抗性訓練可在一定程度上改善骨小梁、成骨細胞的力學環境，彌補人體由于失重導致的骨小梁、成骨細胞力學刺激不足。

圖3 微重力場下靜止（工況c3）及不同強度運動狀態時（工況c4、c5、c6、c7）von Mises 應力平均值隨時間變化的曲線圖

圖4 微重力場下骨小梁的應力云圖

2.3 微重力場下運動強度對骨小梁、成骨細胞液體壓力的影響規律

微重力場下，靜止狀態（工況c3）及運動狀態時（工況c4、c5、c6、c7）骨小梁、成骨細胞液體壓力平均值隨時間變化的曲線圖如圖5 所示。靜止狀態下及位移加載1/2 周期時（t=0.5 s），工況c3、c4、c5、c6、c7骨小梁液體壓力平均值分別為477.1、915.4、1 870.6、5 461.5、8 197.9 Pa，運動狀態下工況c4、c5、c6、c7的液體壓力平均值分別為靜止狀態下的191.9%、392.1%、1 144.7%、1 718.3%；成骨細胞液體壓力平均值分別為476.8、914.5、1 866.3、5 456.0、8 190.5 Pa。微重力場下，相比于靜止狀態，運動可明顯提高骨小梁、成骨細胞液體壓力，且相同運動條件下骨小梁、成骨細胞液體壓力無較大差異。

圖5 微重力場下靜止狀態（工況c3）及不同強度運動狀態時（工況c4、c5、c6、c7）液體壓力平均值隨時間變化的曲線圖

微重力場下，人體處于靜止狀態（工況c3）及以頻率1 Hz、位移幅值4.44 μm 運動時（工況c7）位移加載1/4 周期時（t=0.75 s）骨小梁、成骨細胞的液體壓力等線圖如圖6 所示，表明人體在靜止和運動狀態時成骨細胞表面均受到穩定的液體壓力。人體運動時，骨小梁外側幾乎不存在等值線，即在該區域可能存在壓力突變現象，而在骨小梁孔隙間等值線排列均勻，且不同等值線間平穩過渡。以上結果表明，運動可為骨小梁、成骨細胞提供一定的液體壓力，并在骨小梁孔隙間產生穩定的液體壓力。

圖6 微重力場下骨小梁的液體壓力等線圖

2.4 微重力場下運動強度對骨小梁、成骨細胞應變的影響規律

微重力場下，靜止狀態（工況c3）及運動狀態時（工況c4、c5、c6、c7）骨小梁、成骨細胞應變平均值隨時間變化的曲線圖如圖7 所示。靜止狀態下及位移加載1/2 周期時（t=0.5 s），工況c3、c4、c5、c6、c7骨小梁應變平均值分別為0.02、66.74、465.14、1 360.30、2 042.10 με，成骨細胞應變平均值分別為9 385、18 008、36 802、107 759、161 824 με。成骨細胞應變值明顯高于骨小梁，骨小梁、成骨細胞應變均與加載位移呈正相關。上述結果表明，運動可明顯改善骨小梁、成骨細胞所處力學微環境，通過提供骨小梁、成骨細胞一定的應變刺激以維持骨量。

圖7 微重力場下靜止狀態（工況c3）及不同強度運動狀態時（工況c4、c5、c6、c7）應變平均值隨時間變化的曲線圖

3 結語

本文的模擬研究結果表明，微重力場下宇航員進行一定強度的對抗性訓練可明顯提高對骨小梁、成骨細胞的力學刺激并改善其力學微環境，以彌補失重對骨小梁、成骨細胞造成的力學刺激不足，且骨小梁、成骨細胞的力學響應值與運動強度呈正相關。因此，宇航員失重狀態下可通過適當強度的對抗性訓練在一定程度上減緩骨小梁、成骨細胞由于缺乏力學刺激而導致的廢用性骨質疏松癥。但本研究建立的是簡化成骨細胞有限元模型，未考慮細胞核及細胞骨架等微觀功能及力學敏感結構對運動載荷的動力學響應特性，下一步須細化研究。