微重力场下对抗性训练对骨小梁和成骨细胞力学行为影响的模拟研究

田从彪，刘海英*，赵超辉，张春秋

（1．天津理工大学天津市先进机电系统设计与智能控制重点实验室，天津 300384；2．天津理工大学机电工程国家级实验教学示范中心，天津 300384）

0 引言

骨组织依据其结构不同可分为皮质骨和松质骨。松质骨由大量呈针状或片状的骨小梁和位于骨小梁骨架间的骨髓构成。松质骨构成人体80%的骨表面，占全身骨量的20%[1]。松质骨内骨小梁以最优的结构承受人体负荷，对人体起到支撑、承重等作用。骨髓内存在的多种细胞（成骨细胞、破骨细胞、脂肪细胞和造血干细胞等）均处于复杂的力学微环境，骨形成过程中成骨细胞排列于骨小梁表面，可合成、分泌、矿化骨基质[2]。

美国国家航空航天局（National Aeronautics and Space Administration，NASA）将宇航员在太空微重力下产生的骨质疏松称为最严重的太空疾病[3]。生理载荷作用下骨小梁产生形变并驱动骨髓液流动，从而对附着于其上的成骨细胞产生牵张应力及流体力学刺激。因此，适度的力学刺激可激发成骨细胞的生物学功能。而宇航员在太空飞行时，人体重力产生向心加速度导致体内骨组织的压力梯度消失，从而使处于废用状态的骨组织无法对成骨细胞产生足够的力学刺激。研究表明，由于微重力环境下骨组织受到的力学刺激不足会促使破骨细胞分化[4]，抑制成骨细胞增殖与分化[5]，使骨吸收远高于骨形成导致骨量大量流失[6]，从而使宇航员发生废用性骨质疏松，此病症已成为阻碍人类探索宇宙步伐的主要因素之一。废用性骨质疏松主要发生在骨小梁处[7]，动物实验研究也表明微重力环境下的小鼠骨小梁厚度短时间内下降24.5%[8]。持续锻炼可维持骨量，通过对骨组织提供力学刺激维持骨密度，有助于防止微重力环境下的骨质流失和废用性骨质疏松[3]，且高阻力运动还可刺激成骨细胞促进骨形成。因此，人体进行对抗性训练时松质骨内骨小梁、成骨细胞所处力学微环境的改善，可能是有效减缓废用性骨质疏松的关键。

目前，在减缓宇航员发生废用性骨量丢失的研究中，大多集中于药物、激素等对体内成骨相关因子的作用。Feng 等[9]发现在模拟微重力条件下蛇床子素（osthole，OST）可促进成骨细胞增殖，并上调RUNX2和骨形态发生蛋白2（bone morphogenetic protein-2，BMP2）的表达，可用于减少失重引起的骨丢失。Jin等[10]发现在大鼠后肢失重模型中芒柄花素可明显改善骨小梁的微观结构，加快骨矿沉积速度，增加骨密度，改善骨的生物力学性能。Wang 等[11]发现丹酚酸B（salvianolic acid B，Sal B）可促进成骨细胞增殖，并在模拟微重力环境下减少细胞凋亡。上述研究均表明，药物可在一定程度上减缓失重环境下的骨量丢失，但药物治疗具有全身性及一定的副作用。对抗性训练可使骨组织变形从而对细胞产生一定的力学刺激，对维持骨量具有积极意义。LeBlanc 等[12]研究发现，在长期太空飞行中，运动与抗吸收药物联合使用可减少髋部骨小梁的骨量丢失，有助于保护骨骼健康。Fang 等[13]研究了生长期大鼠在中等强度跑步机上运动时对骨组织结构和性能的影响，结果表明12%负重水平可显著促进骨形成，改善骨小梁的微观结构，维持皮质骨的结构和力学性能，但过高的负重水平对各尺度的松质骨微观结构和皮质骨性能均无正向影响。目前，由于实验技术手段的限制很难量化在体骨组织、细胞在不同重力场下的力学行为变化规律，因而采用有限元方法研究骨组织、细胞的力学行为成为可能。有限元分析是生物力学常用的一种研究方法[14]。课题组通过数值模拟对比研究了微重力及地球重力场下人体运动时骨细胞受到的流体力学刺激[15]，而微重力场下宇航员对抗性训练对承重骨内松质骨骨小梁、成骨细胞力学行为变化规律的相关研究还未见报道。

本文建立包含成骨细胞和骨髓的松质骨流-固耦合有限元模型，通过数值模拟对比研究地球重力和微重力场下运动对骨小梁、成骨细胞所处力学微环境的影响规律，以期从生物力学角度揭示对抗性训练有效减缓宇航员发生废用性骨质疏松的深层次原因。

1 材料与方法

1.1 模型生成

Micro-CT 是一种非破坏性的三维成像技术[16]，本文通过对健康大鼠股骨近端进行Micro-CT 扫描并参照文献[17]中模型的几何尺寸在Mimics Research 20.0 软件中选取1.54 mm×1.54 mm×1.48 mm 的骨小梁区域进行三维重建。之后，在Solidworks 2020 软件中建立成骨细胞半椭球贴壁几何模型，其长轴为28 μm、短轴为20 μm、高为10 μm[18]。包含骨小梁、骨髓和成骨细胞的松质骨有限元模型生成过程如图1 所示。将三维重建后的松质骨模型导入COMSOL Multiphysics软件中进行网格划分，共计311 542 个网格单元，并应用流固耦合模块对松质骨模型进行双向耦合求解。

图1 松质骨有限元模型及边界条件示意图

1.2 材料参数

将骨小梁定义为各向同性线弹性材料[17]，弹性模量为10.66 GPa，泊松比为0.38，密度为1 350 kg/m3[19]。骨髓密度为950 kg/m3[20]，动力黏度为85 Pa·s。将成骨细胞也定义为各向同性线弹性材料，密度为1 000 kg/m3，泊松比为0.37，弹性模量为6 500 Pa[18]。

1.3 边界条件

在模型底部施加固定约束，侧面施加对称约束，上表面施加位移载荷P（t），以模拟人体运动载荷，如图1 所示。P（t）随加载时间t变化的表达式如下：

式中，A为加载的位移载荷幅值。

在骨髓域6 个侧面施加压力载荷W（t），以模拟松质骨模型周围的骨髓作用于其上的压力，W（t）随时间变化的关系式如下：

式中，B为加载的压力幅值。

骨组织的应变随重力场和运动状态发生改变。当应变低于200 με 时，骨组织处于废用状态，骨吸收大于骨形成；当应变为200~1 000 με 时，骨量处于平衡状态，骨吸收等于骨形成；当应变为＞1 000~＜3 000 με 时，骨组织处于中度超负荷状态，骨形成大于骨吸收[21]。因此，本研究将考虑不同重力场下人体静息（0 με）及不同强度的运动状态（骨小梁应变幅值分别取值100、700、2 000、3 000 με）。

微重力场（0×g）下，人体处于静止及运动状态时哈弗氏管内微动脉脉动压力幅值分别为地球重力场（1×g）下的73%、82%[15]。地球重力场下，人体正常心跳时在股骨产生约5 mmHg（1 mmH=133.32 Pa）的骨髓压力[22]；微重力场下骨髓压力取值按文献[15]中比例计算得到。此外，在骨小梁上表面施加幅值为1.05 μm 的位移载荷，在骨髓域6 个侧面施加5 000 Pa压力[17]。

基于上述分析，本研究共设定7 种工况（ck，k=1，2，…，7）进行数值模拟对比研究，详见表1。其中，工况c1为地球重力场下人体处于静止状态（骨应变幅值为0 με），骨髓域压力幅值为5.00 mmHg；工况c2为地球重力场下人体以频率1 Hz 进行运动（应变幅值为700 με），骨髓域压力幅值为17.50 mmHg；工况c3为人体处于失重状态（应变幅值为0 με），骨髓域压力幅值为3.65 mmHg；工况c4、c5、c6、c7则为微重力场下，人体以频率1 Hz 进行不同强度的对抗性训练，骨小梁的位移幅值分别为0.148、1.036、2.960、4.440 μm，骨髓域压力幅值分别为7.00、14.40、41.00、61.50 mmHg。

表1 7 种工况参数

2 结果

2.1 成骨细胞表面的液体流速分析

地球重力场和微重力场下，人体以1 Hz 频率运动时（应变幅值为700 με，工况c2、c5）及处于静止状态下（工况c1、c3）成骨细胞表面液体流速平均值随时间变化的曲线图如图2 所示。地球重力场和微重力场下，工况c2、c5位移加载1/4 周期时（t=0.25 s）成骨细胞表面液体流速平均值分别为10.68、8.76 μm/s；静止状态下，工况c1、c3成骨细胞表面液体流速平均值分别为人体运动状态时的27.9%、24.7%。各重力场下，人体运动时成骨细胞表面液体流速均高于静止状态，且地球重力场下成骨细胞表面液体流速高于微重力场下。上述结果表明，运动可显著提高成骨细胞表面的液体流速，由于骨髓流经成骨细胞表面可对其产生流体剪切应力作用，因此运动有助于激活成骨细胞生物活性，促进骨形成。

图2 地球重力场和微重力场下成骨细胞表面液体流速平均值随时间变化的曲线图

2.2 微重力场下运动强度对骨小梁、成骨细胞von Mises 应力的影响规律

微重力场下，静止状态（工况c3）及运动状态时（工况c4、c5、c6、c7）骨小梁、成骨细胞的von Mises 应力平均值随时间变化的曲线图如图3 所示。静止状态下及各位移加载1/2 周期时（t=0.5 s），工况c3、c4、c5、c6、c7骨小梁的von Mises 应力平均值分别为216、773 323、5 389 543、15 761 716、23 661 561 Pa，成骨细胞的von Mises 应力平均值分别为66.8、128.2、261.9、766.9、1 151.7 Pa，而运动状态下工况c4、c5、c6、c7的von Mises 应力平均值分别为静止状态下的191.9%、392.1%、1 148.1%、1 724.1%。不同强度的对抗性训练均可对骨小梁、成骨细胞产生一定的应力刺激。运动状态下位移加载1/2 周期时（t=0.5 s），工况c3、c4、c5、c6、c7骨小梁的von Mises 应力云图如图4 所示。骨小梁的von Mises 应力与对抗性训练强度呈正相关。上述结果表明，对抗性训练可在一定程度上改善骨小梁、成骨细胞的力学环境，弥补人体由于失重导致的骨小梁、成骨细胞力学刺激不足。

图3 微重力场下静止（工况c3）及不同强度运动状态时（工况c4、c5、c6、c7）von Mises 应力平均值随时间变化的曲线图

图4 微重力场下骨小梁的应力云图

2.3 微重力场下运动强度对骨小梁、成骨细胞液体压力的影响规律

微重力场下，静止状态（工况c3）及运动状态时（工况c4、c5、c6、c7）骨小梁、成骨细胞液体压力平均值随时间变化的曲线图如图5 所示。静止状态下及位移加载1/2 周期时（t=0.5 s），工况c3、c4、c5、c6、c7骨小梁液体压力平均值分别为477.1、915.4、1 870.6、5 461.5、8 197.9 Pa，运动状态下工况c4、c5、c6、c7的液体压力平均值分别为静止状态下的191.9%、392.1%、1 144.7%、1 718.3%；成骨细胞液体压力平均值分别为476.8、914.5、1 866.3、5 456.0、8 190.5 Pa。微重力场下，相比于静止状态，运动可明显提高骨小梁、成骨细胞液体压力，且相同运动条件下骨小梁、成骨细胞液体压力无较大差异。

图5 微重力场下静止状态（工况c3）及不同强度运动状态时（工况c4、c5、c6、c7）液体压力平均值随时间变化的曲线图

微重力场下，人体处于静止状态（工况c3）及以频率1 Hz、位移幅值4.44 μm 运动时（工况c7）位移加载1/4 周期时（t=0.75 s）骨小梁、成骨细胞的液体压力等线图如图6 所示，表明人体在静止和运动状态时成骨细胞表面均受到稳定的液体压力。人体运动时，骨小梁外侧几乎不存在等值线，即在该区域可能存在压力突变现象，而在骨小梁孔隙间等值线排列均匀，且不同等值线间平稳过渡。以上结果表明，运动可为骨小梁、成骨细胞提供一定的液体压力，并在骨小梁孔隙间产生稳定的液体压力。

图6 微重力场下骨小梁的液体压力等线图

2.4 微重力场下运动强度对骨小梁、成骨细胞应变的影响规律

微重力场下，静止状态（工况c3）及运动状态时（工况c4、c5、c6、c7）骨小梁、成骨细胞应变平均值随时间变化的曲线图如图7 所示。静止状态下及位移加载1/2 周期时（t=0.5 s），工况c3、c4、c5、c6、c7骨小梁应变平均值分别为0.02、66.74、465.14、1 360.30、2 042.10 με，成骨细胞应变平均值分别为9 385、18 008、36 802、107 759、161 824 με。成骨细胞应变值明显高于骨小梁，骨小梁、成骨细胞应变均与加载位移呈正相关。上述结果表明，运动可明显改善骨小梁、成骨细胞所处力学微环境，通过提供骨小梁、成骨细胞一定的应变刺激以维持骨量。

图7 微重力场下静止状态（工况c3）及不同强度运动状态时（工况c4、c5、c6、c7）应变平均值随时间变化的曲线图

3 结语

本文的模拟研究结果表明，微重力场下宇航员进行一定强度的对抗性训练可明显提高对骨小梁、成骨细胞的力学刺激并改善其力学微环境，以弥补失重对骨小梁、成骨细胞造成的力学刺激不足，且骨小梁、成骨细胞的力学响应值与运动强度呈正相关。因此，宇航员失重状态下可通过适当强度的对抗性训练在一定程度上减缓骨小梁、成骨细胞由于缺乏力学刺激而导致的废用性骨质疏松症。但本研究建立的是简化成骨细胞有限元模型，未考虑细胞核及细胞骨架等微观功能及力学敏感结构对运动载荷的动力学响应特性，下一步须细化研究。