Постановка начально-краевой задачи о перестройке трабекулярной костной ткани
Автор: Киченко А.А., Тверье В.М., Няшин Ю.И., Осипенко М.А., Лохов В.А.
Журнал: Российский журнал биомеханики @journal-biomech
Статья в выпуске: 4 (58) т.16, 2012 года.
Бесплатный доступ
Костная ткань является неоднородным анизотропным материалом; cтруктурные особенности трабекулярной костной ткани могут быть описаны посредством тензора структуры. Задачи биомеханического моделирования требуют изучения истории формирования костных структур во времени как при физиологических, так и при патологических нагрузках. Это можно реализовать, имея как определяющее соотношение, связывающее тензор напряжений с тензорами структуры и деформации, так и кинетические уравнения, описывающие эволюцию тензора структуры и плотности костной ткани. В качестве таких уравнений были подробно проанализированы соотношения ( S.C. Cowin ) для трабекулярной костной ткани, в которых устранены некоторые неточности и недочеты. Осуществлена постановка начально-краевой задачи о перестройке трабекулярной костной ткани, решение которой позволяет проследить изменение напряженно-деформированного состояния при формировании трабекулярной структуры согласно закону Ю. Вольфа.
Биомеханическое моделирование, начально-краевая задача, определяющее соотношение, эволюционное уравнение, структура костной ткани, трабекулярная (губчатая) костная ткань, тензор структуры, закон вольфа, состояние гомеостаза (физиологическое равновесие), перестройка костной ткани
Короткий адрес: https://sciup.org/146216076
IDR: 146216076
Текст научной статьи Постановка начально-краевой задачи о перестройке трабекулярной костной ткани
В настоящее время существует множество неоднородных материалов, имеющих сложное внутреннее строение. То же самое относится и к объектам естественного биологического происхождения, таким как кость. Свойства таких материалов определяются, в том числе, их строением, структурой [5, 6, 11, 16, 17, 22, 32, 41, 52].
В частности, известно, что трабекулярная (губчатая) костная ткань является неоднородной пористой анизотропной структурой. Механические свойства губчатой костной ткани также анизотропны и в значительной мере определяются её внутренней архитектурой [17, 22, 26, 27, 29]. Многие задачи биомеханики зубочелюстной и опорнодвигательной систем человека требуют описания напряжённо-деформированного состояния губчатой костной ткани с учётом формирования её структуры во времени при изменении внешних нагрузок [5, 11–14, 17, 50, 51, 56].
Например, при постановке задач об определении напряжённо-деформированного состояния в нижней челюсти человека необходимо учитывать не только неоднородность свойств твёрдых и мягких тканей, но и их внутреннюю © Киченко А.А., Тверье В.М., Няшин Ю.И., Осипенко М.А., Лохов В.А., 2012
Няшин Юрий Иванович, д.т.н., профессор, завкафедрой теоретической механики, Пермь Осипенко Михаил Анатольевич, к.ф.-м.н., доцент кафедры теоретической механики, Пермь Лохов Валерий Александрович, к.ф.-м.н., доцент кафедры теоретической механики, Пермь структуру [11–14, 17, 22, 32]. Таким образом, необходимо иметь способ количественного описания формирующейся под воздействием изменяющегося биомеханического давления структуры костной ткани для различных отделов зубочелюстной системы [5, 6, 11–14, 17].
В связи с этим возникает необходимость введения величины, которая учитывала бы структурные особенности губчатой кости и могла бы быть легко встроена в зависимость строение – свойства материала, иначе говоря, в количественное описание микроструктуры кости [16, 52]. Для подобной величины необходимо сформулировать соотношение, способное описывать упругие свойства материала с учётом его строения.
Также данную величину следует включить в эволюционные уравнения, способные описывать адаптационные процессы и связанные с ними изменения строения костной ткани, происходящие при изменении условий нагружения в губчатой кости. Направленный характер перестройки трабекулярной архитектуры говорит о том, что векторная или тензорная характеристика больше подходит для объективизации процесса [52].
В настоящее время считается, что одним из наиболее удачных способов [5, 9, 17, 22, 32, 41, 52, 57, 60–62] описания локальной структуры многих пористых и композиционных материалов и, в частности, локальной структуры губчатой кости (в том числе степени её анизотропии) является симметричный, положительно определенный тензор второго ранга, названный тензором структуры ( fabric tensor ) и обозначенный как Η ~ [22, 23, 26, 38, 39, 45, 46, 52].
Тензор структуры, построенный для губчатой костной ткани в соответствии с ранее описанной методикой [6, 17, 37, 57, 60–62], позволяет компактно в тензорной форме описать анизотропию костной структуры, причём его главные значения позволяют охарактеризовать распределение материала вдоль главных направлений [5, 17, 38, 52].
В настоящее время не существует единой формы записи соотношений, связывающих напряжённо-деформированное состояние материала (например, губчатой кости) с его строением (трабекулярной микроструктурой), хотя данной проблеме посвящён целый ряд работ [16, 18–27, 30–36, 38, 40–42, 46, 48, 49, 52, 54, 55, 58, 59, 64]. Однако имеется серия общепризнанных соотношений [21–27, 40, 52, 54, 55], включающих в себя тензор структуры и способных отразить внутреннее строение губчатой кости. То же касается и эволюционных уравнений, описывающих изменения в строении губчатой кости под воздействием различных нагрузок, например, под воздействием изменяющегося биомеханического давления [21, 22, 28, 31, 32, 41, 43, 49]. В данной работе соотношения [21] будут подробно проанализированы и уточнены. На их основе будет представлена постановка начально-краевой задачи о перестройке трабекулярной костной ткани, решение которой позволяет проследить изменение напряженно-деформированного состояния при формировании трабекулярной структуры согласно закону Ю. Вольфа [63].
Вывод определяющего соотношения
Известно, что плотность, пористость и ориентация трабекул в губчатой кости, так же как и упругие свойства костной ткани, изменяются в довольно широком диапазоне в зависимости от исследуемой области. Таким образом, определяющие соотношения должны описывать напряжённо-деформированное состояние губчатой костной ткани, если известны величины, определяющие ориентацию трабекул в рассматриваемой области, и некоторые упругие характеристики материала, которые зависят от плотности костного матрикса, но не зависят от ориентации трабекул (такие характеристики могут быть определены эмпирически после исследования ряда образцов костной ткани).
Экспериментально показано [21, 22, 41], что наблюдаемые в трабекулярной костной ткани деформации не превосходят 0,5%, т.е. они являются малыми [3, 7, 8]. В случае малых деформаций можно воспользоваться основными положениями линейной теории упругости.
Установлено [27], что механические свойства губчатой костной ткани в значительной мере определяются её внутренней архитектурой (геометрией). Костная ткань является анизотропной и неоднородной как в своём строении, так и в своих механических свойствах. При этом в первом приближении считается, что костный матрикс в губчатой кости (пористом упругом теле) изотропен [22, 27] и вся неоднородность губчатой кости связана с геометрией анизотропной микроструктуры трабекулярной костной ткани. В этом случае анизотропия губчатой кости описывается посредством тензора структуры, а тензор упругости и тензор структуры связаны некоторой функциональной зависимостью.
Механические свойства трабекулярной кости (такие как удельная упругость [22, 27]) также зависят от её пористости или связанной с пористостью величины – доли твёрдого объёма кости ν, которая определяется как отношение объёма, занимаемого трабекулярной костной тканью в исследуемом образце V bone , к объёму всего образца губчатой кости V total [41], т.е.
ν=
V bone
V . , total
Таким образом, тензор упругости должен связывать компоненты тензора напряжений с компонентами тензора деформации в упругом материале с наведённой анизотропией [22]. При этом упругие свойства материала зависят от пористости губчатой кости (т.е. от ν) и от ориентации трабекул (т.е. от тензора Η ~ ). Математически [10, 27] это выразится в том, что в самом общем виде тензор напряжений σ ~ является
изотропной функцией тензора малых деформаций ~ ε , тензора структуры Η ~ твёрдого объёма кости ν:
и
доли
σ ~ = σ ~(~ ε , Η , ν ) .
Здесь мы имеем дело с тензорной функцией ~ σ двух тензорных аргументов ~ ε также скалярного инварианта ν. При этом должно выполняться условие
Q⋅σ~⋅QΤ=σ~(Q⋅~ε⋅QΤ,Q⋅Η⋅QΤ,ν)
~ и Η и
для всех ортогональных преобразований Q [16, 44]. Дальнейшие преобразования связаны с поиском наиболее простой формы определяющего соотношения (2), не противоречащей теории определяющих соотношений и не уменьшающей их общности [10, 16].
Исходя из своего определения [17], тензор структуры является симметричным, положительно определённым тензором второго ранга. Тензор малых деформаций также является симметричным тензором второго ранга. Будем считать, что тензор напряжений также симметричный (т.е. предположим, что мы действуем в рамках теории симметричной упругости). В этом случае в соответствии с выводами, представленными в работах [2, 7, 10, 16] для описанного класса изотропных функций, можно конкретизировать соотношение (2) в виде следующего полиномиального разложения:
а = 10 Ei+11s+12s2 +13iH +14H2 +15(s-h+h •£)+
+16(s-iH2+h2-s)+17(s2-iH+Hi-s 2)+18(s2-iH2 +ih 2-s 2),

б
а
Рис. 1. Тестовые изотропная (а) и структурированная (б) пористые микроструктуры где E - единичный тензор; Iа - изотропные скалярные функции. Соотношение (4) будет получено в том случае [16], если функции Iа (по а не суммировать!) будут представлены в виде полиномов от элементов целого рационального базиса для тензоров-аргументов s и Н [10]. То есть полиномиальные функции Iа должны зависеть как от инвариантов тензоров-аргументов, так и от скалярной величины v:
(8, 8 8, ~ 8 ~ ~ v, trs, trs2, trs3, trН, trН2, trН3, tr(s -Н), tr(~ -Н2), tr(s2 -Н), tr(s2 -Н2)). (5)
В дальнейшем костная ткань будет рассматриваться как линейно-упругий материал с наведённой анизотропией [22]. Известно, что для случая линейной упругости связь между тензором напряжений и тензором деформации выражается законом Гука [3], при этом тензор упругости полностью характеризует линейноупругое механическое поведение материала. В этом случае соотношение (4) может быть записано как
^8 .^8 ,^8 ^8 ^8,^8
О = Iо E + /18 +I3Н +I4Н +I5( s-H + H-s ) +I б( 8-Н + Н -8 ),(6)
где полиномиальные функции I а можно представить в общем виде как
(88^8 88
v, trs, trН, trН2, trН3, tr(s -Н), tr(s -Н2)).
Таким образом, соотношение (6) в общем виде принимает следующий вид:
5 = C(Н, v) --8 ,(8)
а упругие свойства материала (т.е. тензор упругости C ) зависят от его удельной плотности, ориентации трабекул в пространстве и абсолютной степени анизотропии материала.
При описании структуры костной ткани посредством тензора структуры прежде всего интерес представляет относительная степень анизотропии губчатой кости [17] (за придание жёсткости материалу отвечает величина v [22, 27]). Ранее [17] авторами было показано, что компоненты тензора структуры главным образом отражают преимущественные направления распределения пор в трабекулярной костной ткани, их ориентацию в пространстве. Видно, что для тестовых микроструктур (см. рис. 1) компоненты тензора структуры в определённом диапазоне слабо зависят от размера пор или от их количества (рис. 2, 3 и [17]). Также в ряде работ [47, 55] было замечено, что упругие свойства пористого материала не зависят от размера пор. Итак, тензор структуры в дальнейшем можно нормировать таким образом, что tr Н = 1.

— Паа
R, мм
а

Рис. 2. Зависимость компоненты тензора структуры η αα для изотропного образца: а – от размера пор при их постоянном количестве; б – от числа пор при их постоянном размере


а

б
Рис. 3. Зависимость компонент тензора структуры ηαα и η ββ для анизотропного образца: а – от размера пор при их постоянном числе; б – от числа пор при их постоянном размере
В этом случае от непосредственно тензора структуры Н удобно [21, 22] перейти к девиатору тензора структуры K , определяемому как
K = Н- E . .
Тензор K ~ по-прежнему отражает распределение пор в губчатой кости, при этом будет выполняться условие tr K = 0.
В этом случае с учётом введённых обозначений соотношение (6) может быть записано как
О = р 0 E + Р 1 £ + р 2 K + р 3 K 2 +Р 4 ( £ ■ K + K ■£ ) + Р 5 ( £ ■ K 2 + K 2 ■£ ), (10)
где полиномиальные функции βα могут быть представлены в общем виде как v,tr~, trK2,trK3,tr(~^K), tr(~ ■K2)) . (11)
Раскроем полученное соотношение. Для этого подставим (11) в (10), при этом следует учитывать, что тензор ~ должен линейно входить в каждое слагаемое соотношения (10). То есть получаем, что
Р0 = a1 tr £ + a2 tr(£ ■ K) + a3 tr (£ ■ K2), в = b0,
P 2 = c 1 tr £ + c 2 tr( £ ■ K ) + c 3 tr ( £ ■ K 2), , .
p 3 = d 1 tr £ + d 2 tr( £ ■ K ) + d 3tr( £^ K 2 ),
P4 = P 0, в5 = q 0’ где aα, bα, cα, dα, pα и qα – полиномиальные функции вида
I „ = I „ ( v ,tr K 2 ,tr K 3 ) . (13)
В итоге получаем:
a 1 tr £ + a 2 tr( ~ ■ K ) + a 3 tr( ~ ■ K 2) ) E + b 0 ~ + ( c 1 tr £ + c 2 tr( ~ ■ K ) + c 3 tr( ~ ■ K 2) ) K +
+ ( d 1 tr £ + d 2tr( £ ■ K ) + d 3tr( £ ■ K 2) ) K 2 + p 0 ( s■ K + K ■£ ) + q 0 ( e■ K 2 + K 2 ■£ ) .
Соотношение (14) аналогично определяющему соотношению из работы [27] (см. также [21, 22, 52]). Отличие от работы [27] заключается в том, что в качестве параметра структуры авторами используется девиатор тензора структуры.
Воспользуемся упрощающим предположением из работ [10, 27], а именно после подстановки в соотношение (13) полиномиальных функций (14) отбросим все слагаемые, чья общая степень превосходит n = 2. Линеаризация ( n = 1) определяющего соотношения невозможна, поскольку в этом случае независимые компоненты тензора упругости станут функционально связанными [27]. В результате подобного упрощения было получено следующее соотношение:
(j = ( ( a 10 + a 11v)tr £ + a 20 tr(£ ■ KL ) ) E + ( b 00 + b 01v)£ + ( c 10tr £ ) KL + p 00 ( £ ■ KL + KL ■£ ) , (15) где a 10 , a 11 , a 20 , b 00 , b 01 , c 10 , p 00 – константы.
Видно, что соотношение (15) с точностью до констант совпадает с соотношением, полученным в работе [21]. Осуществим переобозначения, приводящие соотношение (15) к принятому в литературе [22] виду. Для этого введём величину е – изменение доли твёрдого объёма кости относительно отсчётной величины ν 0 , т.е.
e = v-v o , (16)
и заменим ею текущую долю твёрдого объёма кости ν [21]. Также заменим константы a 10 , a 11 , a 20 , b 00 , b 01 , c 10 , p 00 соответствующими работе [21] постоянными величинами (при этом необходимо полагать, что a 20 = c 10 [22]). В итоге получим:
a = ( g i + g 2 e )(tr 8 ) E + ( g 3 + g 4 e ) 8 + g 5 ( 8■ K + K -8 ) + g 6 ( tr( K -8 ) E + (tr 8 ) K ) , (17)
что эквивалентно соотношению (14) из работы [21]. Здесь g 1 – g 6 – константы [21], имеющие размерность [ГПа], поскольку входящий в соотношение (17) тензор структуры был нормирован. Эти константы были определены в работе [55] после серии экспериментов на различных образцах губчатых костей человека и крупного рогатого скота. Тензор упругости, соответствующий соотношению (17), принимает следующий вид:
C ijkl = ( gi + g 2 e ) 5 y 5 kl + ( g 3 + g 4 e ) 5 ik 5 jl + g 5 ( 8 ik K lj + Kik ^lj ) + g 6^ ^ ijKkl + Kij 8 kl )• (18)
Эволюционные уравнения закона Вольфа для губчатой костной ткани
Костная ткань живого человека является динамической сложной структурой, в которой происходят постоянный обмен веществ, анаболические и катаболические процессы, разрушение старых и создание новых костных трабекул. Заметим, что термин «анаболический» означает «относится к или способствует анаболизму» (процессу ассимиляции питательных веществ и превращению их в составные части клеток, сопровождаемому при этом энергетическими затратами). Термин «катаболический» означает «относится к катаболизму» (процессу расщепления в организме молекул на более простые, часто сопровождаемому высвобождением энергии).
Механические свойства костей подчиняются тем же принципам, что и несущие конструкции, сделанные людьми. Однако способность позвоночных приспосабливать строение своей костной ткани к приложенной нагрузке приводит к такой структуре, которая является очень сложной и, будучи здоровой, исключительно эффективной [17, 41].
Среди законов, описывающих поведение костной ткани под влиянием каких-либо факторов, например нагрузок, закон Вольфа ( Wolff’s law ) является наиболее известным [63], хотя его точная математическая запись до настоящего времени четко и однозначно не разработана. Данный вопрос до сих пор является краеугольным камнем современных исследований [5, 17]. Закон Вольфа отмечает изменение кости (или мягких тканей) вследствие функциональных требований. Каждое изменение в форме или функции сопровождается определенными изменениями во внутренней архитектуре и во внешней форме. Закон Вольфа применительно к живой костной ткани звучит следующим образом: кость приспосабливает свою внешнюю форму и внутреннюю структуру к тем механическим силам, которые она должна выдержать [5, 17, 41, 63].
При математическом описании адаптационных процессов, происходящих в кости с учётом её внутренней структуры (т.е. при построении кинетических уравнений, включающих в себя слагаемые, отображающие внутреннее строение кости), необходимо дать точную математическую форму записи для закона Вольфа. Для этого воспользуемся подходом, описанным в работах [21, 22, 28]. Закон Вольфа для костной ткани говорит о том, что трабекулярная архитектура губчатой кости 42 ISSN 1812-5123. Российский журнал биомеханики. 2012. Т. 16, № 4 (58): 36–52
в локальной области структурно приспосабливается к местному напряженному состоянию костной ткани. При этом структурная адаптация в живой губчатой кости носит направленный характер и трабекулы располагаются закономерно, сообразно тому, какие внешние нагрузки испытывает данная кость [21, 28]. В частности, установлено, что ориентация трабекул в рассматриваемой области губчатой кости совпадает с главными направлениями тензора напряжений в этой же области [22, 28].
Известно, что при изменении внешней нагрузки, оказывающей воздействие на кость, в соответствии с законом Вольфа происходит перестройка костной ткани. Отсутствие перестройки в кости (равновесное состояние, или гомеостаз) предполагает наличие определённого набора условий, при которых нет никаких изменений в геометрии трабекулярной микроструктуры, резорбции или роста кости. Гомеостатическое состояние обладает определённой специфической структурой трабекулярной костной ткани, описываемой как (ν 0 , K ~0 ) (или (ν 0 , Η ~0 )), и соответствующим данной структуре специфическим напряженно-деформированным состоянием кости (σ ~0 , ~ ε 0 ). Отметим, что напряжение σ ~0 и деформация ~ ε 0 при гомеостазе фактически находятся в диапазоне изменения напряжений и деформации, в пределах которого не происходит никакой перестройки кости. Величины σ ~0 и ~ ε 0 являются здесь усреднёнными значениями напряжений и деформации среды за продолжительный промежуток времени, хотя можно использовать и другие способы определения σ и ε .
Поскольку закон Вольфа отражает тот факт, что главные направления тензора напряжений в состоянии гомеостаза (при отсутствии перестройки) совпадают с ориентацией трабекул в губчатой костной ткани, то в равновесном состоянии главные оси тензора напряжений σ ~0 должны совпадать с главными осями девиатора тензора структуры K ~0 (или тензора структуры Η ~0 ), см. [28]. Иначе говоря, тензоры σ ~0 и K ~0 должны быть соосными. Совпадение главных осей тензоров σ ~0 и K ~0 имеет место в случае, когда скалярное произведение тензора напряжений σ ~0 и девиатора тензора структуры K ~0 коммутативно [4, 15, 28], т.е. если выполняется условие, что
σ ~0 ⋅ K ~0 = K ~0 ⋅ σ ~0 , (19)
то главные оси означенных тензоров совпадают [28].
В большинстве практических задач биомеханики опорно-двигательной системы необходимо описывать не гомеостатическое равновесное состояние, а перестройку костной структуры, происходящую с течением времени, её непрерывную направленную адаптацию к постоянно изменяющимся нагрузкам, например, биомеханическому давлению. При этом изменение нагрузки должно быть достаточным, чтобы вывести губчатую микроструктуру из состояния гомеостаза и запустить в ней адаптационную перестройку.
В частности, перестройка трабекулярной архитектуры губчатой кости может происходить при однократном достаточном изменении нагрузки. Данная ситуация может возникнуть, например, при вживлении в губчатую кость имплантата. Пусть начальная равновесная губчатая микроструктура описывалась при помощи тензора K ~0 и соответствующего ему начального напряжённо-деформированного состояния ( σ ~0 , ~ ε 0 ). Далее произошло однократное изменение условий нагружения, запустившее процессы перестройки в губчатой кости и стремящееся привести трабекулярную ~ 1 архитектуру к новому гомеостатическому состоянию с характерной структурой K и соответствующим напряжённо-деформированным состоянием ( σ ~1 , ~ ε 1 ).
а
б
в
г

Рис. 4. Схема перестройки трабекулярной костной ткани: а – начальное состояние гомеостаза; б – начало перестройки костной ткани; в – процесс перестройки костной ткани; г – новое состояние равновесия
Описанный адаптационный процесс схематично показан на рис. 4, где тензоры напряжений σ~ , деформации ~ε и структуры K~ представлены в виде эллипсоидов. Рис. 4, а отражает положение, существовавшее при t < 0 и соответствующее начальному состоянию гомеостаза. Видно, что три эллипсоида, представляющих начальные напряжения ~~0, деформацию ~ 0 и структуру К °, соосны, т.е. главные направления тензоров σ~0 , ~ε0 и K0 совпадают (см. формулу (19)).
Рис. 4, б отражает ситуацию начала перестройки костной ткани в момент времени t = 0, когда произошло изменение условий нагружения, соответственно, имеет место новое напряжённое состояние костной ткани σ ~1 . Напряжённому состоянию σ ~1
соответствует новое деформированное состояние ~ ε
0 +
, при этом эллипсоиды σ
~ и ε
0 +
пока что не соосны. В то же время эллипсоид структуры сохранил своё первоначальное ~ направление K , поскольку адаптационные процессы не могут протекать мгновенно.
Рис. 4, в отражает процесс перестройки костной ткани при t > 0. Видно, что эллипсоиды σ~1 , ~ε(t) и K~(t) не соосны, при этом главные направления тензоров ~ε(t) и
~
K(t) изменяются таким образом, чтобы стать соосными главным направлениям нового напряжённого состояния σ~1 . Условием остановки перестройки может служить (19).
Рис. 4, г отражает новое состояние равновесия, которое было достигнуто по прошествии достаточно большого промежутка времени. Новое гомеостатическое состояние может быть описано тензорами напряжений σ ~1 , деформации ~ ε 1 и девиатора
~ 1
тензора структуры K , причём представляющие их эллипсоиды вновь соосны. Таким образом, произошла адаптация трабекулярной костной ткани к новым условиям нагружения.
Из вышесказанного видно, что необходима математическая форма записи закона Вольфа, способная отразить не только отсутствие перестройки костной ткани, но и саму перестройку, т.е. изменение структуры, а следовательно, и изменение тензора K (или Η ), а также изменение доли твёрдого объёма кости е с течением времени. Отметим, что в ряде работ [21, 22, 28, 31, 32, 49] были предложены уравнения, описывающие адаптацию костной ткани к изменяющимся нагрузкам и использующие тензор структуры. Также ряд авторов [22, 32, 43, 64] отмечал, что закон Вольфа может быть частью более общего закона, определяющего скорость изменения тензора структуры как функционал тензора напряжений, деформации, структуры, различных биомеханических факторов, возраста и времени.
При построении эволюционных соотношений необходимо учитывать изменение величин K и е , неизбежно происходящее при перестройке кости. Для построения кинетических уравнений, позволяющих описать перестройку костной ткани в соответствии с законом Вольфа, воспользуемся подходом, предложенным в работе [21]. Для этого введём величины, характеризующие скорости изменения K и е , т.е. ~ dK de ~ .
K = -j- и e = — [21, 22]. При этом скорости изменения K и e зависят от деформации ~ ε , параметров структуры K и е . •
По аналогии с ранее записанной тензорной функцией (2) скорости изменения K и e могут быть представлены в общем виде как функции двух тензорных аргументов (~ ε и K ~) и скалярного инварианта e :
K = f 1 (~ ε , K , e ),
e = f 2 ( 8 , K , e ).
Здесь K ~ = 0, т.е. отсутствует изменение ориентации трабекул, при ~ ε = ~ ε 0 . Изменение доли твёрдого объёма кости отсутствует (т.е. e = 0 ) при e = -v о (костный матричный материал полностью резорбирует), e = 1 - ν 0 (костный матричный материал заполняет весь объём исследуемого образца) или при ~ ε = ~ ε 0 [21].
Предположим, что структура и изменение доли твёрдого объёма кости непосредственно не влияют друг на друга [21]. Тогда скорость изменения структуры зависит только от самой структуры и девиатора тензора деформации, а скорость изменения доли твёрдого объёма – только от объёмной плотности и объёмной деформации, тогда соотношения (20), (21) могут быть упрощены следующим образом:
K = f 1 ′ (~ ε , K ), (22)
e = f‘ (tr~, e ), (23)
где ~ - девиатор тензора ~ , ~ = ~ - 3(tr~) Е . При этом K ~ = 0 при ~ = ~0, а e = 0 при e = -ν0 , e = 1 - ν0 или при ~ ε = ~ ε 0 . Условие ~ ε = ~ ε 0 означает, что у текущего ~ ε и начального ~ ε 0 тензоров деформации совпадают их главные значения, при этом тензор ~ ε 0 должен быть соосным тензору ~ ε .
Рассмотрим кинетические уравнения (20), (21). С учётом соотношения (10) уравнение (20) может быть записано как
K = Y0E + Y1~ + Y2K + Y3K2 + Y4(K•~ + ~K) + Y5(K2 •~ + ~K2)(24)
и trK = 0,(25)
~ где K = 0 при £ =£ .
Здесь полиномиальные функции γα могут быть определены аналогично (11) как e,tr~, trK2,trK3,tr(~-K),tr(~-K2)).(26)
Эволюционное соотношение (21) для e можно записать в виде аналогичной полиномиальной функции, т.е. (~ ~ *.~~
-
e , tr~, trK2,trK3,tr(~- K), tr(s- K2)),(27)
где e = 0 при e = -V o , e = 1 - v о или при ~ = ~0.
Далее подставим (26) в (24), при этом следует учитывать, что тензор ~ должен линейно входить в каждое слагаемое. Например,
-
Y 0 = aa i tr ~ + aa 2 tr(~ • K ) + aa 3 tr(~ • K 2 ),
-
Y i = bb 0 ,
-
Y 2 = cc i tr ~ + cc 2 tr(~ • K ) + cc 3 tr (~ • K 2 ),
-
Y 3 = dd 1 tr ~ + dd 2 tr(~ • K ) + dd 3 tr(~ • K 2 ),
-
Y 4 = PP 0 , y 5 = qq 0 , где aa α , bb α , cc α , dd α , pp α и qq α – полиномиальные функции вида
I a = I a ( e , tr K 2 ,tr K 3 ) .
В результате получим: «
K = ( aa 1 tr £ + aa 2 tr( £• K ) + aa 3 tr( £• K 2) ) E T + bb 0 £ + + ( cc1 tr £ + cc 2 tr( £ • K ) + cc 3 tr ( £ • KC 2) ) K + + ( dd 1 tr £ + dd 2 tr( £ • K ) + dd 3 tr ( £ • K 2) ) K 2 + + pp 0 ( K •£ + £ • Kt ) + qq 0 ( Kt 2 •£ + £ • K 2 ) .
Применительно к соотношению (30) осуществим упрощение, при котором отбрасываются все слагаемые, чья общая степень превосходит члены второго порядка ( n = 2). Тогда получим:
K = ( ( aa 10 + aa11 e ) tr £ + aa 20 tr( £ • K ) ) E + ( bb00 + bb 01 e ) £ + cc 10 tr £ ) K + pp 00 ( K •£ + £• K ) .
Далее необходимо учесть условие отсутствия перестройки трабекулярной кости, ■ т.е. что K = 0 при ~ =~0. Тогда соотношение (31) преобразуется в
K = ( ( aa10 + aa 11 e )tr( ё-8 ° ) + aa 2 ° tr(( 8-8 ° ) • K ) ) Ei + ( bb °° + bb 01 e )( 8-8 °) + + CC 10tr( 8-8 ° ) K + pp °° ( K • ( 8-8 ° ) + ( 8-8 ° ) • K ) .
Учтём условие (25) и получим, что
( aa 1° + aau e ) tr ( 8-8 ° ) + aa 2 ° tr(( 8-8 ° ) • K ) =
=- 3 ( ( bb °° + bb °i e )tr( 8 - 8 ° ) + 2 pp °° tr ( K • ( 8 - 8 ° )) ) •
Подставим (33) в (32):
K =
( bb °° + bb °1 e ) ( 8 -8 ° ) - - ( bb °° + bb °1 e )tr( 8 -8 ° ) E I+ cc 1° tr( 8 -8 ° ) K +
7 9
+ pp °° I K • ( 8-8 ° ) + ( 8-8 ° ) • K - ^tr( K • ( 8-8 ° )) E
Видно, что первое слагаемое соотношения (34) включает в себя девиатор тензора 8 - ~ ° . Обозначим его как ~ - ~ ° и приведём (34) к следующему виду:
^ ^Л
К = ( ( bb °° + bb °i e )( 8-8 ° ) ) + cc i° tr( 8-8 ° ) tv +
I ~ А А ~ ~ А ~
+ pp °° I K • ( 8-8 ° ) + ( 8-8 ° ) • K - 3tr( K • ( 8-8 ° )) E I .
Соотношение (35) с точностью до констант совпадает с выражением (15) из работы [21]. Приведём уравнение (35) к принятому в литературе виду. Для этого введём следующие обозначения:
def def def def 3
bb °° = h i , bb °i = h 3 , cc w = h 4 , pp °° =- 2 h 2
В итоге получается соотношение
K = ( h + h 3 e )( 8-8 ° ) + h 4tr( 8-8 ° ) K +
+h21(tr ( K ■ (8-8 °))) Ё - 2 (K • (8-8 °) + (8-8 °) • K)
где h 1 - h 4 - константы [21], имеющие размерность [сут-1]. Данные константы подбираются эмпирически таким образом, чтобы перестройка костной ткани происходила за время, соответствующее природной действительности (в норме адаптация губчатой кости происходит примерно за 16° дней [21, 22, 32]).
Аналогично из (27) с учётом обозначений для соотношения (16) из работы [21] можно определить, что e = (f1 + f 2e)(tr~ - tre°) + f 3 (tr(K~ • (~ - ~°))), (37) где f -f3 - константы [21]. Данные коэффициенты также имеют размерность [сут-1] и подбираются таким образом, чтобы перестройка костной ткани происходила за время, соответствующее природной действительности (т.е. аналогично постоянным h 1-h4).
С учётом предположений (22) и (32) уравнения (36) и (37) могут быть упрощены следующим образом:
~ ~
K = h 1 (~- ~ 0 ) + h 2 I ( tr( K • (~ - ~ 0 )) ) E - 3 ( к ■ (~ - ~ 0 ) + (~ - ~ 0 ) • K ) 1 , (38)
е = ( / 1 + / 2 e )(tr~ - tr~ 0 ) .
Общая постановка начально-КРАЕВОЙ задачи о перестройке ТРАБЕКУЛЯРНОЙ КОСТНОЙ ТКАНИ
Для решения вопросов об исследовании напряжённо-деформированного состояния губчатой костной ткани и протекающих в ней адаптационных процессов будем использовать полученные соотношения (17), (36) и (37).
Рассмотрим ограниченную область V трёхмерного евклидова пространства E 3. Границу области обозначим как S ( S = S ои S u ), тогда замыканию области соответствует V ( V = V u S ).
В этом случае полная постановка задачи о перестройке трабекулярной костной ткани должна включать в себя:
уравнение равновесия
V - ~ = 0, X е V , t > 0, (40)
определяющее соотношение, соответствующее уравнению (17):
~
о = C ( к , е ) •• ~
,
x е V , t > 0 ,
эволюционное уравнение, описывающее изменение ориентации трабекул в рассматриваемой области и соответствующее соотношению (36):
~
d— = /(~, к, е), trк = 0, X е V, t > 0, dt эволюционное уравнение, описывающее изменение плотности губчатой костной ткани в рассматриваемой области и соответствующее соотношению (37):
-- = / > ( £ , K , е ), X е V , t > 0, (43)
dt геометрические соотношения Коши:
~ = 1( \ 7 U + mV ), X е V , t > 0, (44)
граничные условия:
Я ■о = P ( t ), X е S о , t > 0, |
(45) |
|
u = 0 ( t ), X е S u , t > 0, |
(46) |
|
начальные условия: |
— ~ = — ~0, е = е 0, X е V , t = 0, |
(47) |
J 5 = J 5 0, X е S о , U = U 0, X е S u , t = 0. |
(48) |
Видно, что полная постановка задачи в декартовой системе координат в самом общем случае включает в себя 21 скалярное уравнение: три уравнения равновесия, шесть уравнений из определяющих соотношений, шесть кинетических уравнений и 48 ISSN 1812-5123. Российский журнал биомеханики. 2012. Т. 16, № 4 (58): 36–52
шесть геометрических соотношений. В систему уравнений входит 21 неизвестная: шесть компонент тензора напряжения σ ij , шесть компонент тензора деформации ε ij , пять компонент девиатора тензора структуры Kij , изменение доли твёрдого объёма кости e и три компоненты вектора перемещений ui . Таким образом, полученная система будет статически определимой и можно определить все неизвестные величины.
Далее авторами будет рассмотрено применение соотношений (41)–(43) (или, что то же самое, соотношений (17), (36) и (37)) с учётом начальных условий (47), (48), но без учёта уравнений (40), (44)–(46). Это можно сделать, если предположить, что нагрузки, действующие на рассматриваемую область (а значит и напряжённое состояние рассматриваемой области), не изменяются непрерывно и не вызывают соответствующих перманентных адаптационных процессов в трабекулярной микроструктуре.
Такое возможно, например, при однократном изменении нагрузки и, соответственно, изменении старого напряжённого состояния σ ~0 на новое σ ~1 . Тогда система уравнений (41)–(43) в прямоугольной декартовой системе координат в общем случае может быть преобразована в систему, включающую в себя двенадцать скалярных уравнений с двенадцатью скалярными неизвестными.
Заключение
На основе существующих подходов [17, 21, 22, 28] был показан вывод соотношений, способных описать перестройку трабекулярной костной ткани, происходящую вследствие изменяющихся условий нагружения. Осуществлена постановка начально-краевой задачи о перестройке трабекулярной костной ткани, включающая в себя эти соотношения. Далее авторами будет рассмотрена локальная область трабекулярной костной ткани, находящаяся в состоянии гомеостаза в течение достаточно долгого промежутка времени, причём соответствующие напряжённо-деформированное состояние структуры и её архитектура считаются известными. В начальный момент времени произойдёт однократное изменение условий нагружения, приводящее к перестройке трабекулярной микроструктуры. Новое напряжённое состояние в рассматриваемой области при этом также известно и не будет изменяться в течение достаточно долгого промежутка времени.
Благодарности
Работа выполнена при частичной поддержке РФФИ (грант 11–01–00910–а).
ISSN 1812-5123. Российский журнал биомеханики. 2012. Т. 16, № 4 (58): 36–52 49
Список литературы Постановка начально-краевой задачи о перестройке трабекулярной костной ткани
- Билич Г.Л., Сапин М.Р. Анатомия человека. -М.: Издательский дом ОНИКС, 1998. -Кн. 1. -236 с.
- Грин А., Адкинс Дж. Большие упругие деформации и нелинейная механика сплошной среды. -М.: Мир, 1965. -455 с.
- Демидов С.П. Теория упругости. -М.: Высш. шк., 1979. -432 с.
- Димитриенко Ю.И. Тензорное исчисление. -М.: Высш. шк., 2001. -575 с.
- Киченко А.А., Тверье В.М., Няшин Ю.И., Симановская Е.Ю., Еловикова А.Н. Становление и развитие классической теории описания структуры костной ткани//Российский журнал биомеханики. -2008. -Т. 12, № 1. -С. 68-88.
- Киченко А.А., Тверье В.М., Няшин Ю.И., Заборских А.А. Экспериментальное определение тензора структуры трабекулярной костной ткани//Российский журнал биомеханики. -2011. -Т. 15, № 4. -С. 78-93.
- Лурье А.И. Нелинейная теория упругости. -М.: Наука, 1980. -512 с.
- Поздеев А.А., Трусов П.В., Няшин Ю.И. Большие упруго-пластические деформации. -М.: Наука, 1986. -232 с.
- Салтыков С.А. Стереологическая металлография. -М.: Металлургия, 1958. -122 с.
- Спенсер Э. Теория инвариантов. -М.: Мир, 1974. -160 с.
- Тверье В.М., Симановская Е.Ю., Еловикова А.Н., Няшин Ю.И., Киченко А.А. Биомеханическое описание структуры костных тканей зубочелюстной системы человека//Российский журнал биомеханики. -2007. -Т. 11, № 1. -С. 9-24.
- Тверье В.М., Симановская Е.Ю., Няшин Ю.И. Атрофический синдром, связанный с изменениями биомеханического давления в зубочелюстной системе человека//Российский журнал биомеханики. -2006. -Т. 10, № 1. -С. 9-13.
- Тверье В.М., Симановская Е.Ю., Няшин Ю.И. Методы биомеханического моделирования зубочелюстной системы человека//Современные проблемы биомеханики. Биомеханика: достижения и перспективы: научный совет РАН по биомеханике. -М.: Изд-во МГУ, 2006. -Вып. 11. -С. 226-236.
- Тверье В.М., Симановская Е.Ю., Няшин Ю.И., Киченко А.А. Биомеханический анализ развития и функционирования зубочелюстной системы человека//Российский журнал биомеханики. -2007. -Т. 11, № 4. -С. 84-104.
- Трусов П.В., Келлер И.Э. Тензорное исчисление. -Пермь: Изд-во ПГТУ, 2004. -131 с.
- Трусов П.В., Келлер И.Э. Теория определяющих соотношений. Ч. 1. Общая теория. -Пермь: Изд-во ПГТУ, 1997. -98 с.
- Экспериментальные методы в биомеханике/под ред. Ю.И. Няшина, Р.М. Подгайца. -Пермь: Изд-во ПГТУ, 2008. -400 с.
- Beaupre G.S., Orr T.E., Carter D.R. An approach for time-dependent bone modeling and remodeling -theoretical development//J. Orthop. Res. -1990. -Vol. 8. -P. 651-661.
- Carter D.R. Mechanical loading trabecular history and skeletal biology//J. Biomech. -1987. -Vol. 20. -P. 1095-1109.
- Carter D.R., Fyhrie D.P., Whalen R.T. Trabecular bone density and loading history regulation of connective tissue biology by mechanical energy//J. Biomech. -1987. -Vol. 20, No. 8. -P. 785-794.
- Cowin S.C. An evolutionary Wolff’s law for trabecular architecture//J. Biomech. Engineering. -1992. -Vol. 114. -P. 129-136.
- Cowin S.C. Bone mechanics handbook. -Second ed. -New York: CRC Press, 2001. -1136 p.
- Cowin S.C. Fabric dependence of an anisotropic strength criterion//J. Mech. Materials. -1986. -Vol. 5. -P. 251-260.
- Cowin S.C. Imposing thermodynamic restrictions on the elastic constant-fabric tensor relationship//J. Biomechanics. -1998. -Vol. 31. -P. 759-762.
- Cowin S.C. Mechanical modeling of the stress adaptation process bone//J. Calcified Tissue Int. -1984. -Vol. 36. -P. S99-S104.
- Cowin S.C. The mechanical and stress adaptive properties of bone//J. Annals of Biomechanical Engineering. -1983. -Vol. 11. -P. 263-295.
- Cowin S.C. The relationship between the elasticity tensor and the fabric tensor//J. Mech. Materials. -1985. -Vol. 4. -P. 137-147.
- Cowin S.C. Wolff’s law of trabecular architecture at remodeling equilibrium//J. Biomech. Engineering. -1986. -Vol. 108. -P. 83-88.
- Cowin S.C., Mehrabadi M.M. Identification of the elastic symmetry of bone and other materials//J. Biomechanics. -1989. -Vol. 22. -P. 503-515.
- Cowin S.C., Mehrabadi M.M. On the identification of material symmetry for anisotropic elastic materials//J. Mech. Appl. Math. -1987. -Vol. 40. -P. 451-476.
- Fritton S.P. Computational simulation of trabecular bone adaptation: Ph.D. dissertation. -New Orlean: Tulane University, Departament of Biomechanical Engeenering, 1994.
- Fung Y.C. Biomechanics. -New York: Springer-Verlag, 1990. -464 p.
- Fyhrie D.P., Carter D.R. A unifying principle relating stress to trabecular bone morphology//J. Orthop. Res. -1986. -Vol. 4, No. 3. -P. 304-317.
- Fyhrie D.P., Hollister S.J. Comparision of a trabecular tissue strain remodeling theory to experimental results//J. Trans. Orthop. Res. Soc. -1990. -Vol. 15. -P. 107.
- Goulet R.W., Goldstein S.A., Ciarelli M.J., Kuhn J.K., Brown M.B., Feldkam L.A. The relationship between the structural and orthogonal compressive properties of trabecular bone//J. Biomechanics. -1994. -Vol. 27. -P. 375-389.
- Harrigan T.P., Hamilton J.J. Bone remodeling and structural optimization//J. Biomechanics. -1994. -Vol. 27, No. 3. -P. 323-328.
- Harrigan T.P., Mann R.W. Characterization of microstructural anisotropy in orthotropic materials using a second rank tensor//J. Mater. Sci. -1984. -Vol. 19. -P. 761-767.
- Kanatani K. Distribution of directional data and fabric tensor//Int. J. Eng. Sci. -1984. -Vol. 22. -P. 149-164.
- Kanatani K. Stereological determination of structural anisotropy//Int. J. Eng. Sci. -1984. -Vol. 22. -P. 531.
- Luo G.M., Cowin S.C., Sadegh A.M., Arramon Y.P. Implementation of strain rate as a bone remodeling stimulus//J. Biomech. Eng. -1995. -Vol. 117, No. 3. -P. 329-338.
- Martin R.B., Burr D.B., Sharkey N.A. Skeletal tissue mechanics. Second edition. -New York: Springer-Verlag, 1998. -392 p.
- Mullender M.G., Huiskes R., Weinans H. A physiological approach to the simulation of bone remodeling as a self-organizational control process//J. Biomech. -1994. -Vol. 27, No. 11. -P. 1389-1394.
- Mullender M.G., Huiskes R. Proposal for the regulatory mechanism of Wolff’s law//J. Orthop. Res. -1995. -Vol. 13, No. 4. -P. 503-512.
- Noll W.A. A mathematical theory of mechanical behavior of continuous media//J. Arch. Rational Mech. Anal. -1958. -Vol. 2. -P. 197-226.
- Oda M. Fabrics and their effects on the deformation behaviors of sand. -Saitama University: Dept. of Foundation Eng., 1976. -92 p.
- Odgaard A., Kabel J., van Rietbergen B., Dalstra M., Huiskes R. Fabric and elastic principal directions of cancellous bone are closely related//J. Biomechanics. -1997. -Vol. 30. -P. 487-495.
- Patel M.R. The deformation and fracture of rigid cellucal plactics under multiaxial stress: Ph.D. thesis. -Berkeley: University of California, 1969.
- Sadegh A.M., Cowin S.C., Luo G.M. Inversion related to the stress-strain-fabric relationship//J. Mech. Mater. -1991. -Vol. 11. -P. 323-336.
- Sadegh A.M., Luo G.M., Cowin S.C. Bone ingrowth: an application of the boundary element method to bone remodeling at the implant interface//J. Biomech. -1993. -Vol. 8, No. 20. -P. 785-794.
- Simanovskaya E.Y., Bolotova M.Ph., Nyashin Y.I. Mechanical pressure as generator of growth, development and formation of the dentofacial system//Russian Journal of Biomechanics. -2001. -Vol. 5, No. 3. -P. 14-17.
- Simanovskaya E.Y., Bolotova M.Ph., Nyashin Y.I., Nyashin M.Y. Masticatory adaptation of the human dentofacial system//Russian Journal of Biomechanics. -2002. -Vol. 6, No. 4. -P. 15-61.
- Telega J.J., Jemiolo S. Fabric tensor in bone mechanics//J. Engineering Transactions. -1998. -Vol. 46. -P. 3-26.
- Truesdell C., Noll W. The nonlinear field theories of mechanics/ed. S. Flugge, C. Truesdell. -Berlin: Springer, 1965. -Bd. III/3. -602 p.
- Turner C.H., Cowen S.C. On the dependence of elastic constants of an anisotropic porous material upon porosity and fabric//J. Mater. Sci. -1987. -Vol. 22. -P. 3178-3184.
- Turner C.H., Cowen S.C., Rho J.Y., Ashman R.B., Rice J.C. The fabric dependence of the orthotropic elastic constants of cancellous bone//J. Biomechanics. -1990. -Vol. 23. -P. 549-561.
- Tverier V.M., Nyashin Y.I., Simanovskaya E.Y. Biomechanical description of the functional features of human masticatory apparatus in norm and in various pathological processes//J. Mechanika w Medycynie. -2008. -No. 9. -P. 147-160.
- Underwood E. Quantitative stereology. -Mass.: Addision Wesley, 1970. -370 p.
- Weinans H., Huiskes R., Grootenboer H. Convergence and uniqueness of adaptive bone remodeling//J. Trans. Orthop. Res. Soc. -1989. -Vol. 14. -P. 310.
- Weinans H., Huiskes R., Grootenboer H. Numerical comparisons of strain-adaptative bone remodeling theories//Trans. First World Congress of Biomechanics. -San Diego, 1990. -Vol. II. -P. 75.
- Whitehouse W.J. Irregularities and asymmetries in trabecular bone in the innominate and elsewhere//J. Metab. Bone Dis. Rel. Res. -1981. -Vol. 2. -P. 271-278.
- Whitehouse W.J. The quantitative morphology of anisotropic trabecular bone//J. Microscopy. -1974. -Vol. 101. -P. 153-168.
- Whitehouse W.J., Dyson E.D. Scanning electron microscope studies of trabecular bone in the proximal end of the human femur//J. Anat. -1974. -Vol. 118. -P. 417-444.
- Wolff J. Das gesetz der transformation der knochen. -Berlin: Hirshwald, 1892. -416 s.
- Zysset P.K., Curnier A. An alternative model for anisotropic elasticity based on fabric tensor//J. Mech. Mat. -1995. -Vol. 21. -P. 243-250.