Re: 디스크에 가해지는 부하에 대한 2026년 네이처 최신 논문 탐구

[문형철]

https://www.nature.com/articles/s44385-026-00070-0

논문 요약:


요통(low back pain, LBP)의 주요 원인인
척추 디스크와 근육의 기계적 특성을
비침습적 영상 기법으로 평가하는 최근 발전을 다룹니다.

저자들은 요통의 85-90%가
비특이적 기계적 원인(nonspecific mechanical LBP)으로,
기존의 해부학적 영상(예: X-ray, MRI)이 증상과 무증상자를 구분하지 못하는 한계를 지적하며,
동적 부하 조건下的 기계적 평가(kinematics, deformation, stiffness)를 강조합니다.

이 논문을 이해하려면,
척추 생역학(spinal biomechanics)의 기본 개념
—예를 들어, 응력-변형 관계(stress-strain), 전단 모듈러스(shear modulus), 및 점탄성(viscoelasticity)—을
바탕으로 접근해야 합니다.

• 배경: 저자들은 생체 내 척추 조직 평가 분야의 전문가로, MRI 기반 엘라스토그래피(elastography)와 디스크 변형(deformation) 연구에 초점을 맞춥니다.

초록 (Abstract)

요통은 전 세계 장애 원인 1위로,
대부분의 경우(85-90%)에서 기존 영상이 기계적 원인을 밝히지 못합니다.

이 리뷰는
방사선촬영(radiography),
초음파 영상(ultrasound imaging, USI),
초음파 엘라스토그래피(ultrasound elastography, USE),
자기공명영상(magnetic resonance imaging, MRI),
자기공명 엘라스토그래피(magnetic resonance elastography, MRE) 등의 비침습 기법을 통해
척추 디스크와 근육의 기계적 특성(kinematics, 부하 의존 변형, 재료 특성)을
생체 내에서 정량화하는 발전을 강조합니다.

이러한 접근은
정적 형태학(static morphology)을 넘어
생리적 조건(physiological conditions)下的 평가를 가능하게 하며,
개인 간 변동성(inter-individual variability),
증상 코호트 부족, 및 노화-병리 구분의 도전 과제를 지적합니다.

미래 방향으로는
규범적 데이터셋(normative datasets),
동적 부하 영상(dynamic loading paradigms),
컴퓨팅 모델링(computational modeling), 및 머신러닝(machine learning) 통합을 제안하여
객관적 진단, 환자 분류, 및 메커니즘 기반 치료를 촉진합니다.


서론 (Introduction)

척추는
운동(motion), 안정성(stability), 지지(support)의 중심 구조로,
척추뼈(vertebrae),
수동적 안정화 조직(디스크, 관절, 인대), 및
능동적 근육(erector spinae, multifidus, psoas)으로 구성됩니다.

디스크는
핵(nucleus pulposus, NP: 삼투압 생성),
환형섬유(annulus fibrosus, AF: 인장 강성), 및
연골 말단판(cartilaginous endplates: 영양 공급)으로 이루어져 있으며,

근육은
척추 연장(extension), 굴곡(flexion), 및 안정화에 관여합니다.

요통은 6억 2천만 명에게 영향을 미치며,
연간 미국 의료비 중 가장 큰 비중을 차지하나,
대부분 비특이적 기계적 LBP로 진단됩니다.

기존 영상은
구조적 변화(디스크 퇴행, 근육 위축, 지방 침윤)를 검출하나,
증상과 상관성이 약합니다.

이 논문은 기계적 기능 평가(부하에 대한 응답: stiffness, strain)를 통해
LBP의 메커니즘을 밝히는 비침습 기법을 검토합니다.

도전 과제로는
조직 깊이(deep location), 개인 변동성, 및 노화-병리 구분이 있습니다.

방법 (Methods)

이 리뷰는
비침습 영상 기법을 중심으로 다루며,
각 기법의 원리와 적용을 설명합니다:

• 방사선촬영 (Radiography): X-선으로 척추 운동학(kinematics)을 간접 측정; 자세 부하(예: 굴곡/신전) 시 반복 촬영으로 디스크 높이, 쐐기 각도(wedge angle), 이동(translation)을 계산.
• 초음파 영상 (USI): 음파로 실시간 디스크 운동과 근육 두께 변화 측정; 근전도(EMG)와 상관.
• 초음파 엘라스토그래피 (USE): 진동 유도로 조직 변형(strain) 또는 전단파(shear wave) 속도를 측정하여 강성(stiffness) 추정.
• 자기공명영상 (MRI): 부하(예: 압축, 굴곡)下 반복 영상으로 디스크 변형과 근육 활성화(운동 후 신호 변화) 평가; T1rho/T2 이완 시간으로 조성(composition) 분석.
• 자기공명 엘라스토그래피 (MRE): MRI와 진동 결합으로 전단파 전파를 매핑하여 점탄성 재료 특성(shear modulus) 도출. 추가로, 유한 요소 분석(finite element analysis) 같은 컴퓨팅 모델링을 영상 데이터와 통합하는 접근을 언급하나, 초점은 영상 기법입니다. 표준화 부족과 운영자 의존성(operator dependence)이 한계로 지적됩니다.

1. 첫 번째 이미지 세트: 2026년 논문 그림 (Figures 1-4) 이 이미지는 척추 조직의 비침습적 기계적 평가 기법을 시각화한 패널들로, 자세(position), 초음파(US), MRI 등의 예시를 보여줍니다.

• 상단: Extension/Flexion 자세의 일러스트와 X-선 이미지 (L1-L5 척추 신전/굴곡).
• a. US Assessment Positions: 초음파 평가 자세 (Standing, Sitting, Prone).
• b. Disc USI: Supine/Flexion 자세의 디스크 초음파 이미지.
• c. Muscle USI: At Rest/Contracted 상태의 근육 초음파.
• d. Disc USE: 디스크 엘라스토그래피 (색상 맵: 강성 표시).
• e. Muscle USE: 근육 엘라스토그래피 (색상 맵: 휴식/수축).
• 하단: MRI 평가 자세 (Supine/Flexion).
• b. Disc MRI: Supine/Flexion Axial Strain (변형 맵: 압축/인장 색상).
• c. Muscle MRI: 운동 전/후 근육 T2 맵 (색상 변화: 활성화 표시).
• d. Disc MRE: X/Y/Z 방향 파 전파 맵 (색상: 강성 분포).
• e. Muscle MRE: Wave Image (휴식/수축 색상 맵). 요약: 이 그림들은 척추 디스크와 근육의 운동학/강성을 비침습적으로 측정하는 기법(방사선, USI/USE, MRI/MRE)을 예시하며, 자세 변화와 조직 응답을 강조합니다.

2. 두 번째 이미지 세트: 1999년 Wilke 논문 페이지 (pp. 755-757) 이 이미지는 "New In Vivo Measurements of Pressures in the Intervertebral Disc in Daily Life" 논문의 초록, 서론, 방법, 결과 섹션입니다.

• 페이지 755: 초록과 서론. 연구 디자인: 45세 남성 자원봉사자에서 L4-L5 디스크에 압력 센서 이식, 24시간 동안 일상 활동(누워있기, 앉기, 걷기, 달리기, 무게 들기) 압력 측정. 결과: 누워있기 0.1 MPa, 서기 0.5 MPa, 앉기 0.46 MPa, 무게 들기 최대 2.3 MPa. Nachemson 데이터와 비교, 앉기 압력이 서기보다 낮을 수 있음 강조. 배경: 요통 증가, 척추 부하 이해 필요성.
• 페이지 756: 방법. 센서(1.5mm 직경, 압력 범위 3.5 MPa) 이식 과정, 텔레메트리 시스템 설명. 그림 1: 센서 도식도. 그림 2: 이식 위치 X-선. 활동 목록: 누워있기, 웃기/재채기, 앉기/서기, 걷기/달리기, 계단 오르기, 수면 중 수화.
• 페이지 757: 결과와 테이블 1. 모든 활동 압력 값 나열 (e.g., 누워 옆으로 0.12 MPa, 서기 굽히기 1.1 MPa, 앉기 슬럼프 0.27 MPa, 무게 들기 2.3 MPa, 밤새 압력 증가 0.1→0.24 MPa). 그림 3: 센서 위치 X-선. 그림 4: 무게 들기 자세 사진. 요약: 활동 후 압력 재현성 좋음, 앉기 압력 서기보다 낮음, 근육 활동 증가 압력, 자세 변화가 디스크 영양 촉진. 전체 요약: 이 논문은 생체 내 디스크 압력을 동적 측정하여 Nachemson의 고전 데이터를 보완, 앉기/서기 압력 차이 재평가와 물리치료 유효성 제안.

결과 (Results)
각 기법의 주요 발견을 요약:

• 방사선촬영: 건강인에서 굴곡 시 쐐기 각도 <10°, 이동 1-3 mm; 신전 시 <5°, <1 mm. 근육은 단면적(cross-sectional area)으로 평가하나, 연조직 대비 약함.
• USI: 요추 회전 시 L2-L3 및 L5-S1에 국소화; 근육 두께 변화가 EMG와 상관하나, LBP에서 불일치. 디스크 탈출 시 multifidus 활성 변화.
• USE: 디스크 AF 강성 ~3-4 m/s (청소년 3 m/s, 성인 4 m/s); 척추측만증에서 증가. 근육 강성(paraspinals 1.5-2.0 kPa, psoas 1-0-3.0 kPa)이 자세/수축에 따라 증가, 피로 시 감소; LBP에서 휴식 강성 증가 및 수축 비율 감소.
• MRI: 일간 디스크 변형 5-8% (청년 무증상자); 압축 시 하부 요추 변형 큼. T1rho/T2가 상부 NP에서 높고, 통증/퇴행 디스크에서 감소. 굴곡 시 NP 전방 이동, AF 영역 변형(전방 압축, 후방 인장). 근육 활성화 시 단면적/신호 증가.
• MRE: 디스크 NP 전단 모듈러스 ~6-26 kPa (파속도 2-3 m/s); 퇴행 추세 불일치. 근육 강성(paraspinals 1.5-2.0 kPa)이 신장/수축 시 증가, 중재 후 감소; 재현성 높음.

논의 (Discussion) 비침습 기법은 디스크 운동학, 변형, 재료 특성을 정량화하나, 개인 변동성, 증상 연구 부족, 노화-병리 구분이 번역(translation)을 저해합니다. 방사선촬영은 접근성 좋으나 방사선 노출 제한; USI/USE는 휴대성 강하나 침투 깊이 문제; MRI는 포괄적이나 보어(bore) 제약; MRE는 근육 강성 우수하나 디스크 과소평가(wavelength/size issue). 미래: 규범 데이터셋, 동적 프로토콜, 모델링/AI 통합으로 바이오마커 개발. 디스크-근육 상호작용 이해가 LBP 메커니즘 해명에 핵심.
결론 (Conclusions) 이 발전은 기계적 평가를 통해 LBP의 객관적 진단과 치료를 가능하게 하며, 영상-컴퓨팅 통합이 척추 치료를 혁신할 수 있습니다.
그림 설명 논문은 척추 구조와 기법을 시각화한 4개의 그림을 포함합니다. 각 그림은 패널로 구성되어 개념을 명확히 설명하며, 생역학적 데이터 추세를 강조합니다.

• Figure 1: Schematic of spine anatomy.
  • Panel A: 인체 측면 단면(sagittal section)으로 요추 위치(노란색 강조)를 보여줌. 척추의 전체 맥락을 제공.
  • Panel B: 요추 구조 상세: 디스크(AF, NP, 연골 말단판), 척추체, 관절돌기(facet joint), 척추돌기(spinous process).
  • Panel C: 후면 정면 단면(coronal section)으로 주요 근육(erector spinae, multifidus, psoas major) 배치.
  • Panel D: 횡단면(transverse section)으로 디스크(NP 중앙, AF 주변)와 근육 그룹.
  • 설명: 일러스트레이션으로 구조 설명; 데이터 없음. 생역학 이해를 위한 기초.
• Figure 2: Radiography.
  • Panel a: 자세 부하(신전/굴곡)下 반복 X-선으로 디스크 경계(뼈 위치 기반) 측정: 높이 변화, 쐐기 각도, 이동.
  • Panel b: 요추 신전/굴곡 X-선 이미지.
  • 설명: 간접 디스크 평가; 추세: 건강인 굴곡 이동 1-3 mm (불안정성 지표로 활용).
• Figure 3: Ultrasound imaging (USI) and Ultrasound elastography (USE).
  • Panel a: USI 자세(팔/다리 들기, 몸통 굽힘)로 디스크 운동과 근육 활성화(두께 변화) 측정.
  • Panel b: 누운/굴곡 자세 L3-L5 척추돌기 초음파.
  • Panel c: multifidus 휴식/수축 두께.
  • Panel d: 청소년 L3-L4 AF USE (따뜻한 색 = 높은 전단파 속도).
  • Panel e: L4-L5 multifidus USE (표층/심층; 따뜻한 색 = 강성 ↑).
  • 설명: 실시간 변화; 추세: AF 속도 3-4 m/s, LBP 강성 증가.
• Figure 4: Magnetic resonance imaging (MRI) and Magnetic Resonance Elastography (MRE).
  • Panel a: MRI 자세/운동 후 디스크 변형과 근육 활성화(면적/신호 변화).
  • Panel b: 누운/굴곡 중간측면 MRI, 축 변형 등록.
  • Panel c: 운동 전/후 paraspinal T2 맵 (후 증가 = 관류 ↑).
  • Panel d: 디스크 내/통과 MRE 파 전파.
  • Panel e: multifidus 휴식/수축 MRE (따뜻한 색 = 강성 ↑).
  • 설명: 부하下 평가; 추세: NP 모듈러스 6-26 kPa, 근육 이방성.

참고문헌 (References) 총 237개로, LBP 부담 [1], 디스크 생역학 [7], 각 기법 연구(방사선 [66-86], USI [87-117], USE [118-147], MRI [148-195], MRE [196-237])를 포괄. 예: Vergari et al. (2014) 디스크 엘라스토그래피, Walter et al. (2017) MRE 퇴행 바이오마커.
이 요약은 논문의 핵심을

1. nature  
2. npj biomedical innovations  
3. review  
4. article

Advances in mechanical assessments of in vivo human lumbar spine tissues with noninvasive imaging techniques

Download PDF

• Review
• Open access
• Published: 18 February 2026

Advances in mechanical assessments of in vivo human lumbar spine tissues with noninvasive imaging techniques

• Dawn M. Elliott, 
• Harrah R. Newman, 
• Mackenzie N. Conner, 
• Curtis L. Johnson & 
• Edward J. Vresilovic 

npj Biomedical Innovations volume 3, Article number: 15 (2026) Cite this article

•  
•  

Abstract

Low back pain (LBP) is the leading cause of disability worldwide, yet clinical imaging remains largely limited to anatomical assessment, providing little insight into the spinal tissue mechanics underlying most idiopathic cases. This review highlights emerging noninvasive imaging technologies that enable in vivo quantification of intervertebral disc and spinal muscle mechanics, including radiography, ultrasound imaging, ultrasound elastography, magnetic resonance imaging, and magnetic resonance elastography. These approaches move beyond static morphology to capture spinal kinematics, load-dependent deformation, and tissue material properties under physiologically relevant conditions. Despite substantial technical progress, translation is hindered by inter-individual variability, limited symptomatic cohorts, and challenges in separating age-related changes from pathology. We discuss opportunities to accelerate clinical impact through development of normative mechanical datasets, dynamic and load-dependent imaging paradigms, and integration of imaging-derived mechanical biomarkers with computational modeling and machine learning. Together, these innovations position mechanics-based imaging to enable objective diagnosis, improved patient stratification, and mechanism-driven treatment of low back pain.

요통(Low back pain, LBP)은

전 세계 장애의 주요 원인으로,

임상 영상은 주로 해부학적 평가에 국한되어

대부분의 특발성 사례에서 근본적인 척추 조직 역학에 대한 통찰을 거의 제공하지 않습니다.

이 리뷰는

방사선촬영(radiography),

초음파 영상(ultrasound imaging),

초음파 엘라스토그래피(ultrasound elastography),

자기공명영상(magnetic resonance imaging),

자기공명 엘라스토그래피(magnetic resonance elastography)를 포함한

신흥 비침습적 영상 기술을 강조하며,

이러한 기술은 생체 내(in vivo)에서

추간판(intervertebral disc)과 척추 근육(spinal muscle)의 역학을 정량화할 수 있게 합니다.

이러한 접근법은

정적 형태학(static morphology)을 넘어

생리학적으로 관련된 조건(physiologically relevant conditions)에서 척추 운동학(spinal kinematics),

부하 의존 변형(load-dependent deformation),

조직 재료 특성(tissue material properties)을 포착합니다.

상당한 기술적 진보에도 불구하고,

번역(translation)은 개인 간 변동성(inter-individual variability),

제한된 증상 코호트(limited symptomatic cohorts),

노화 관련 변화와 병리를 구분하는 도전 과제(challenges in separating age-related changes from pathology)로 인해

저해됩니다.

우리는

규범적 기계적 데이터셋(normative mechanical datasets)의 개발,

동적 및 부하 의존 영상 패러다임(dynamic and load-dependent imaging paradigms),

영상 유래 기계적 바이오마커(imaging-derived mechanical biomarkers)의 컴퓨팅 모델링(computational modeling) 및

머신러닝(machine learning)과의 통합을 통해

임상 영향을 가속화할 기회를 논의합니다.

이러한 혁신은 함께 역학 기반 영상(mechanics-based imaging)을 통해

객관적 진단(objective diagnosis),

개선된 환자 분류(improved patient stratification),

메커니즘 기반 치료(mechanism-driven treatment)를 가능하게 합니다.

Similar content being viewed by others

A large, paired dataset of robotic and handheld lumbar spine ultrasound with ground-truth CT benchmarking

Article Open access10 November 2025

Lumbar spine segmentation in MR images: a dataset and a public benchmark

Article Open access02 March 2024

Spinal degeneration and lumbar multifidus muscle quality may independently affect clinical outcomes in patients conservatively managed for low back or leg pain

Article Open access29 April 2024

Introduction

The spine is the central backbone of human motion, stability, and support. As a mechanical structure, it allows us to stand upright and bear weight, provides the motions needed to sit, walk, bend, and twist, and protects the spinal cord and nerve roots. These mechanical functions arise from the integration of spinal tissue subcomponents that each have distinct structures and material properties (Fig. 1). The spinal vertebrae are rigid bony elements which are the primary components providing structure and neural protection. The remaining structures allow stable motion and may be divided into passive and active restraints. The passive mechanical restraining tissues include the intervertebral disc between two vertebral bodies, two diarthrodial facet joints between the posterior vertebral elements, and at least 7 ligaments per spinal articulation. The dynamic restraints are the numerous inter-connecting spinal muscles (Fig. 1).

척추는 인간의 운동, 안정성, 지지의 중심 골격입니다.

기계적 구조로서,

척추는 우리가 똑바로 서고 체중을 지탱할 수 있게 하며,

앉기, 걷기, 구부리기, 비틀기와 같은 필요한 운동을 제공하고,

척수와 신경 뿌리를 보호합니다.

이러한 기계적 기능은

각기 다른 구조와 재료 특성을 가진 척추 조직 하위 구성 요소들의 통합에서 비롯됩니다 (Fig. 1).

척추뼈(vertebral bones)는

구조와 신경 보호를 제공하는 주요 구성 요소인 단단한 뼈 요소입니다.

나머지 구조들은

안정적인 운동을 가능하게 하며,

수동적 및 능동적 구속으로 나눌 수 있습니다.

수동적 기계적 구속 조직으로는

두 척추체 사이의 추간판(intervertebral disc),

후방 척추 요소 사이의 두 개의 활액 관절(diarthrodial facet joints), 그리고

척추 관절당 최소 7개의 인대(ligaments)가 포함됩니다.

동적 구속은

수많은 상호 연결된 척추 근육들입니다 (Fig. 1).

Fig. 1: Schematic of spine anatomy.

A Human sagittal section showing location of lumbar spine in yellow. B Lumbar spine showing intervertebral disc (including the annulus fibrosus, nucleus pulposus, and cartilage endplate), vertebral body, facet joint, and spinous process. C Human coronal section from the back showing the three major lumbar spine muscles groups: the erector spinae, multifidus, and psoas major. D Transverse section showing relative positions of the intervertebral disc (including the annulus fibrosus and nucleus pulposus) and the three major spinal muscle groups.

Full size image

Low back pain (LBP) has been a leading cause of disability worldwide for several decades and remains one of the most common reasons for seeking medical care1. Outside of fracture, LBP rarely originates from the vertebrae themselves, leaving clinicians to manage symptoms attributed to dysfunction of the spine’s passive and active motion-restraining tissues. Despite extensive use of imaging, a specific pathological diagnosis is established in only ~10–15% of LBP patients, while the remaining 85–90% are classified as having nonspecific mechanical LBP2,3,4. In this large clinical population, the intervertebral disc and spinal muscles demonstrate structural alterations, making them leading candidates as sources of pain and disability. However, routine anatomical imaging of these tissues has limited ability to distinguish symptomatic from asymptomatic individuals or to guide treatment decisions. This diagnostic gap reflects a fundamental limitation of current clinical assessment: anatomy alone does not capture the mechanical dysfunction that likely drives symptoms, functional impairment, and disease progression in most patients. Noninvasive, in vivo eval‎uation of disc and muscle mechanics has the potential to transform clinical care by enabling objective diagnosis, improving patient stratification, and supporting more precise, mechanism-based prevention and treatment strategies. Although conventional imaging readily characterizes disc and muscle morphology5,6, quantifying their mechanical function in the living human spine remains challenging. This review highlights recent advances in noninvasive imaging techniques designed to assess spinal tissue mechanics, with a focus on measurements of intervertebral disc and spinal muscle function.

요통(Low back pain, LBP)은

수십 년 동안 전 세계 장애의 주요 원인으로 남아 있으며,

의료를 찾는 가장 흔한 이유 중 하나로 여전히 자리 잡고 있습니다1.

골절을 제외하면,

LBP는 척추뼈(vertebrae) 자체에서 비롯되는 경우가 드물며,

의료진은 척추의 수동적 및 능동적 운동 구속 조직의 기능 장애로 인한 증상을 관리하게 됩니다.

광범위한 영상 사용에도 불구하고,

LBP 환자의 ~10–15%에서만 구체적인 병리학적 진단이 확립되며,

나머지 85–90%는 비특이적 기계적 LBP로 분류됩니다2,3,4.

이 대규모 임상 집단에서 추간판(intervertebral disc)과 척추 근육(spinal muscles)은

구조적 변화를 보이며,

통증과 장애의 주요 원인 후보로 꼽힙니다.

그러나

이러한 조직의 일상적인 해부학적 영상은

증상이 있는 개인과 무증상자를 구분하거나 치료 결정을 안내하는 데 한계가 있습니다.

이 진단적 격차는

현재 임상 평가의 근본적인 한계를 반영합니다:

해부학만으로는

대부분의 환자에서 증상, 기능 장애, 질병 진행을 유발하는 기계적 기능 장애를 포착할 수 없습니다.

비침습적 생체 내(in vivo) 디스크 및 근육 역학 평가는

객관적 진단을 가능하게 하고,

환자 분류를 개선하며,

더 정확하고 메커니즘 기반의 예방 및 치료 전략을 지원함으로써

임상 치료를 혁신할 잠재력을 가지고 있습니다.

기존 영상은

디스크와 근육의 형태학을 쉽게 특성화하지만5,6,

살아 있는 인간 척추에서 그들의 기계적 기능을 정량화하는 것은 여전히 도전적입니다.

이 리뷰는

척추 조직 역학을 평가하기 위해 설계된

최근 비침습적 영상 기술의 발전을 강조하며,

추간판과 척추 근육 기능 측정에 초점을 맞춥니다.

Structure and mechanical function of spinal tissues – intervertebral disc and spinal muscles

The intervertebral disc is composed of three main components (Fig. 1B, D): the central nucleus pulposus (NP), the surrounding annulus fibrosus (AF), and the cartilaginous endplates7. The NP is a gelatinous, proteoglycan-rich core that generates osmotic swelling pressure, transmitting outward forces to the AF under axial loading. The AF consists of concentric collagen lamellae with fibers arranged in alternating orientations, which resist multidirectional loads and provide high tensile stiffness, enabling spinal flexibility while serving as a passive stabilizer. The cartilaginous endplates anchor the NP and inner AF to adjacent vertebral bodies, serving as a semipermeable barrier for fluid exchange and nutrient transport.

The lumbar spine is also supported by key muscle groups: the erector spinae, multifidus, and psoas8 (Fig. 1C). The erector spinae consist of three long and powerful muscle groups that run parallel to the spinal column. The erector spinae are responsible for extension and lateral bending, and by resisting flexion, allow upright posture and controlled movement. The multifidus group consists of short, deep muscles attaching to each vertebra along both sides of the spine, providing segmental stability, fine motion control, and resistance to shear forces. The psoas connects the lumbar vertebrae to the femur, functioning as a hip flexor while also transmitting compressive and shear forces across the lumbar spine.

척추 조직의 구조와 기계적 기능 – 추간판과 척추 근육

추간판은

세 가지 주요 구성 요소로 이루어져 있습니다 (Fig. 1B, D):

중앙의 핵(nucleus pulposus, NP),

이를 둘러싼 환형섬유(annulus fibrosus, AF),

그리고 연골 말단판(cartilaginous endplates)7.

NP는

젤라틴 같은 프로테오글리칸이 풍부한 코어로,

삼투 팽창 압력을 생성하여 축 부하 하에서 AF로 외향력을 전달합니다.

AF는

교차 방향으로 배열된 섬유를 가진 동심원형 콜라겐 층으로 구성되어

다방향 부하를 견디고

높은 인장 강성을 제공하며,

척추 유연성을 가능하게 하면서 수동적 안정화 역할을 합니다.

연골 말단판은

NP와 내측 AF를 인접 척추체에 고정하며,

유체 교환과 영양 전달을 위한 반투과성 장벽 역할을 합니다.

요추는 또한

주요 근육 그룹에 의해 지지됩니다:

척추기립근(erector spinae), 다열근(multifidus), 요근(psoas)8 (Fig. 1C).

척추기립근은

척추 기둥과 평행하게 달리는 세 개의 길고 강력한 근육 그룹으로 구성되어 있습니다.

척추기립근은

신전(extension)과 측굴(lateral bending)을 담당하며,

굴곡(flexion)을 저항하여 직립 자세와 통제된 운동을 가능하게 합니다.

다열근 그룹은

척추의 양쪽을 따라 각 척추에 부착된 짧고 깊은 근육으로 구성되어,

분절 안정성,

미세 운동 제어,

전단력(shear forces) 저항을 제공합니다.

요근은

요추를 대퇴골에 연결하며,

고관절 굴곡근(hip flexor)으로 기능하면서

요추를 가로지르는 압축 및 전단력을 전달합니다.

Successes and challenges in quantifying in vivo spine mechanics

Imaging modalities can readily identify tissue structure5,6, but they do not directly capture mechanical function. Quantifying mechanical function requires eval‎uating tissue responses to controlled loading, since stiffness and related properties are defined by the change in force or stress relative to the change in displacement or strain7. For example, measuring how much load increases as a tissue elongates, or how displacement changes under increasing compression, reveals the fundamental material characteristics of a tissue. Accurate measurement requires that responses be captured without disrupting the natural loading environment. In vivo, this presents major challenges: spinal tissues are located deep within the body, surrounded by bony structures, internal organs, and fat, and consist of numerous interconnected components with distinct material properties and overlapping functions. Variability across individuals, including differences in age, sex, and pathology, further complicates interpretation of measurements. These factors make isolating and quantifying the contribution of individual spinal tissues difficult.

생체 내 척추 역학 정량화의 성공과 도전 영상 방식은

조직 구조를 쉽게 식별할 수 있지만5,6,

기계적 기능을 직접 포착하지 않습니다.

기계적 기능을 정량화하려면

제어된 부하에 대한 조직 반응을 평가해야 하며,

강성(stiffness) 및 관련 특성은

변위(displacement) 또는 변형(strain)의 변화에 대한 힘(force) 또는 응력(stress)의 변화로 정의되기 때문입니다7.

예를 들어,

조직이 늘어날 때 부하가 얼마나 증가하는지,

또는 압축이 증가할 때 변위가 어떻게 변화하는지를 측정하면 조직의 기본 재료 특성이 드러납니다.

정확한 측정을 위해서는

자연 부하 환경을 방해하지 않고 반응을 포착해야 합니다.

생체 내에서

이는 주요 도전을 제시합니다:

척추 조직은

뼈 구조, 내장 기관, 지방으로 둘러싸인 신체 깊숙이 위치하며,

독특한 재료 특성과 중복 기능을 가진 수많은 상호 연결된 구성 요소로 이루어져 있습니다.

연령, 성별, 병리를 포함한 개인 간 변동성은

측정 해석을 더욱 복잡하게 만듭니다.

이러한 요인들은

개별 척추 조직의 기여를 분리하고 정량화하는 것을 어렵게 합니다.

Semi-invasive assessments

Semi-invasive assessments, such as electromyography (EMG)9 and pressure transducers (with or without injection of contrast)10,11,12 have advanced in vivo measures of spinal tissue mechanics but have limitations that curtail routine use in humans. Fine-wire or needle EMG provide muscle-specific recordings from deep muscles like the multifidus and psoas, but causes discomfort, needle-induced strength changes, and signal contamination from adjacent muscles13,14,15. Surface EMG offers a noninvasive alternative for assessing global activity in large superficial muscles, though it is limited by crosstalk and an inability to measure absolute force. Needle-mounted pressure transducers and stress profilometry have been used in the research setting to measure in vivo disc pressure across postures and loading conditions10,11,12,16,17. Discography, which involves fluoroscopically guided needle insertion into the disc and injection of contrast-enhanced fluid, can be used clinically to localize painful discs18,19. Discography offers the opportunity to quantify nucleus pulposus (NP) pressure, a key metric in disc mechanics, and thereby provides insight into disc mechanics in both asymptomatic and LBP populations20,21. Moreover, discography often provides visualization on structural damage in the annulus fibrosus and cartilaginous endplate which may not be visualized in other imaging modalities and may have implications for altered tissue mechanical loading as part of the degenerative cascade22. However, insertion of needle-mounted pressure transducers and discography needles carry risks of disc injury and accelerating degeneration which has restricted their use diagnostically and in human studies18,23,24. Yet these approaches remain important in cadaveric and animal research for establishing robust baseline data that inform predictive modeling and ex vivo biomechanical testing25,26,27.

반침습적 평가

근전도(electromyography, EMG)9와 압력 변환기(대조제 주입 여부 포함)10,11,12 같은

반침습적 평가 방법은

척추 조직 역학의 생체 내 측정을 발전시켰지만,

인간에서의 일상적 사용을 제한하는 한계가 있습니다.

미세 와이어 또는 바늘 EMG는

다열근과 요근 같은 깊은 근육에서 근육 특이적 기록을 제공하지만,

불편함, 바늘 유발 강도 변화, 인접 근육 신호 오염을 유발합니다13,14,15.

표면 EMG는

대형 표면 근육의 전체 활동을 평가하는 비침습적 대안이지만,

교차 대화(crosstalk)와 절대 힘 측정 불가능으로 제한됩니다.

바늘 장착 압력 변환기와 응력 프로필로메트리(stress profilometry)는

자세와 부하 조건에서 생체 내 디스크 압력을 측정하는 연구 환경에서 사용되었습니다10,11,12,16,17.

형광투시(fluoroscopically) 안내 바늘을 디스크에 삽입하고

대조 강화 유체를 주입하는 디스코그래피(discography)는

통증 디스크를 국소화하는 데 임상적으로 사용될 수 있습니다18,19.

디스코그래피는

디스크 역학의 핵심 지표인 핵 압력을 정량화할 기회를 제공하며,

무증상 및 LBP 집단에서 디스크 역학에 대한 통찰을 줍니다20,21.

또한,

디스코그래피는 환형섬유와 연골 말단판의 구조적 손상을 시각화할 수 있으며,

이는 다른 영상 방식에서 보이지 않을 수 있고

퇴행성 연쇄 과정의 일부로서 조직 기계적 부하 변화에 영향을 미칠 수 있습니다22.

그러나

바늘 장착 압력 변환기와 디스코그래피 바늘의 삽입은

디스크 손상 및 퇴행 가속 위험을 수반하여 진단적 및 인간 연구에서의 사용을 제한합니다18,23,24.

그러나 이러한 접근법은

예측 모델링과 체외 생역학적 테스트를 위한 강력한 기준 데이터를 확립하는 데 있어

시체 및 동물 연구에서 여전히 중요합니다25,26,27.

Modeling

Numerical and computational models of the lumbar spine and intervertebral discs have provided important mechanistic insight by isolating the contributions of individual tissues and structural components across a broad range of loading conditions, magnitudes, and rates, in healthy, degenerate, and pathological states28,29,30. The predictive capability of these models depends critically on accurate representation of anatomy, constitutive material behavior, tissue interactions, boundary conditions, and loading. Anatomical geometry can be reliably obtained using established imaging modalities such as radiography31 and MRI32. In contrast, specification of physiologically relevant material properties remains a major limitation. Experimental characterization of individual tissue constituents typically requires excision from the native mechanical environment, while in vivo assessment of soft tissue constitutive behavior is constrained by anatomical complexity and current imaging capabilities. Consequently, models often rely on simplified or literature-derived material properties, introducing uncertainty and limiting validation. Experimental validation is further challenged by the scarcity of in vivo data describing load-dependent tissue deformation and kinematics. Noninvasive imaging techniques capable of quantifying spinal kinematics and deformation under physiological loading provide an opportunity to inform model inputs, constrain parameter estimation, and support validation. When integrated with imaging-derived measures of in vivo behavior, computational models can serve as powerful tools for investigating spinal pathology and enabling subject-specific predictions33,34.

모델링 

요추와 추간판의 수치적·계산적 모델은

건강한 상태, 퇴행성 상태, 병리적 상태에서

광범위한 부하 조건, 크기, 속도에 걸쳐 개별 조직과 구조 요소의 기여도를 분리함으로써

중요한 메커니즘적 통찰을 제공해 왔습니다28,29,30.

이러한 모델의 예측 능력은

해부학, 구성 재료 거동, 조직 상호작용, 경계 조건, 부하의 정확한 표현에 크게 의존합니다.

해부학적 기하학은

방사선촬영31이나 MRI32 같은 확립된 영상 방식으로 신뢰성 있게 얻을 수 있습니다.

반대로 생리학적으로 적합한 재료 특성의 규정은 여전히 주요 제한점입니다.

개별 조직 구성 요소의 실험적 특성화는 일반적으로 본래 기계적 환경에서 절제해야 하며, 연조직 구성 거동의 생체 내 평가는 해부학적 복잡성과 현재 영상 능력으로 인해 제약을 받습니다. 따라서 모델은 종종 단순화되거나 문헌에서 유래한 재료 특성에 의존하며, 이는 불확실성을 초래하고 검증을 제한합니다. 실험적 검증은 생체 내 부하 의존 조직 변형과 운동학을 기술하는 데이터의 부족으로 더욱 어려워집니다. 생리적 부하 하에서 척추 운동학과 변형을 정량화할 수 있는 비침습적 영상 기술은 모델 입력을 제공하고, 매개변수 추정을 제한하며, 검증을 지원할 기회를 줍니다. 영상 유래 생체 내 거동 측정과 통합될 때 계산 모델은 척추 병리를 조사하고 피험자 특이적 예측을 가능하게 하는 강력한 도구가 될 수 있습니다33,34.

Low back pain

Low back pain (LBP) is the leading cause of disability worldwide and its preval‎ence is increasing. LBP affects nearly 620 million people globally, and chronic LBP, pain lasting more than 3 months, affects 8% of US adults35,36. LBP also accounts for more US healthcare expenditures than any other musculoskeletal condition36,37. The majority of LBP is idiopathic3, with no clear structural, anatomical, or pathological cause detectable on routine imaging. Moreover, most idiopathic LBP is mechanical in nature38,39,40,41. That is, pain is triggered by activity or modulated by posture and load. Examples of mechanical LBP include pain exacerbated by standing, sitting, lifting, or bending. In general, the lack of pathoanatomical cause and insufficiency of static imaging has led to the lack of successful targeted diagnoses and treatments6. Because mechanical LBP indicates altered biomechanics and tissue function, advances of in vivo assessments of spinal tissue mechanics may improve LBP diagnosis and treatment.

요통

요통(Low back pain, LBP)은

전 세계 장애의 주요 원인이며

그 유병률이 증가하고 있습니다.

LBP는

전 세계적으로 거의 6억 2천만 명에게 영향을 미치며,

만성 LBP(3개월 이상 지속되는 통증)는

미국 성인의 8%에게 영향을 미칩니다35,36.

LBP는 또한

다른 어떤 근골격계 질환보다 미국 의료비 지출의 더 많은 부분을 차지합니다36,37.

대부분의 LBP는

특발성(idiopathic)으로3,

일상적인 영상에서 명확한 구조적·해부학적·병리학적 원인이 검출되지 않습니다.

더욱이 대부분의 특발성 LBP는

본질적으로 기계적입니다38,39,40,41.

즉,

통증은 활동에 의해 유발되거나

자세와 부하에 의해 조절됩니다.

기계적 LBP의 예로는

서기, 앉기, 들어올리기, 구부리기에 의해 악화되는 통증이 있습니다.

일반적으로

병리해부학적 원인의 부재와 정적 영상의 불충분함으로 인해

성공적인 표적 진단과 치료가 부족해졌습니다6.

기계적 LBP는

생역학적 변화와 조직 기능 이상을 나타내므로,

척추 조직 역학의 생체 내 평가 발전은 LBP 진단과 치료를 개선할 수 있습니다.

.

Aging and degeneration

Discs and spinal muscles undergo major degenerative alterations with normal aging. Disc degeneration is characterized by reduced hydration and structural integrity. X-ray and MRI are both commonly used to assess loss of disc height and eval‎uate the degeneration severity with qualitative grading schemes42,43 which can aid in clinical assessment and isolation of potentially pathological disc levels. MRI also enables quantitative measures such as T1rho, T2, and T2* relaxation times, which correlate with tissue composition44,45,46,47. Incidental findings of disc degeneration occur even in young asymptomatic populations and increase with age, independent of pain6,48,49,50. Similarly, paraspinal muscle degeneration, including atrophy and fatty infiltration, is typically eval‎uated from axial MRI using grading schemes or quantitative fat fraction measures51,52,53, and also increases with age in asymptomatic populations54,55. These age-related structural changes impair spinal motion and stability56,57, yet the high preval‎ence of degeneration in asymptomatic individuals complicates interpretation6. Current imaging cannot reliably distinguish between expected aging and pathology, and correlations between degenerative changes and LBP remain weak or absent58,59,60,61. This diagnostic ambiguity underscores the need for functional and mechanistic assessments of spinal tissues.

노화와 퇴행 

추간판과 척추 근육은

정상 노화와 함께 주요한 퇴행성 변화를 겪습니다.

디스크 퇴행은

수분 감소와 구조적 무결성 저하로 특징지어집니다.

X-선과 MRI는

모두 디스크 높이 감소 평가와 퇴행 중증도를 정성적 등급 체계42,43로 평가하는 데 흔히 사용되며,

이는 임상 평가와 잠재적 병리적 디스크 레벨 분리에 도움이 됩니다.

MRI는

또한 조직 구성과 상관되는 T1rho, T2, T2* 이완 시간 같은

정량적 측정을 가능하게 합니다44,45,46,47.

디스크 퇴행의 우연한 발견은

젊은 무증상 집단에서도 발생하며

나이와 함께 증가하는데, 통증과 무관합니다6,48,49,50.

마찬가지로

척추주변근(paraspinal muscle) 퇴행(위축과 지방 침윤 포함)은

축상 MRI에서 등급 체계나 정량적 지방 분율 측정을 통해 평가되며48,49,50,

무증상 집단에서도 나이와 함께 증가합니다54,55.

이러한 노화 관련 구조 변화는

척추 운동과 안정성을 저해하지만56,57,

무증상인에서도 퇴행의 높은 유병률은 해석을 복잡하게 만듭니다6.

현재 영상은

예상되는 노화와 병리를 신뢰성 있게 구분할 수 없으며,

퇴행성 변화와 LBP 간 상관관계는 약하거나 존재하지 않습니다58,59,60,61.

이러한 진단적 모호함은

척추 조직의 기능적·메커니즘적 평가의 필요성을 강조합니다.

Quantifying the mechanical contribution of the discs and muscles to whole-body motion is difficult, but can be inferred using motion capture systems or wearable technologies62,63. Computational musculoskeletal models, such as OpenSim, can estimate joint forces, muscle activations, and segmental loading64 and finite element analysis of spinal segments, such as in FEBio34,65, can estimate regional stresses and strains under physiological loading conditions. Isolating each tissue’s contribution to spinal motion or segmental mechanics using these tools, however, requires accurate tissue material properties and boundary conditions, which are difficult to determine in vivo. Quantification of expected contributions from each tissue is advantageous, as in pathological cases it can aid in identifying abnormal loading and isolation of unexpected mechanical contributions can help provide specific diagnosis which can enable a more targeted treatment or rehabilitation approach.

Advances in non-invasive imaging now enable visualization and quantification of tissue mechanics under physiological loading. This review focuses on non-invasive approaches—radiography, ultrasound imaging, ultrasound elastography, magnetic resonance imaging, and magnetic resonance elastography—focusing on the early seminal work and recent advances for each modality in measurement of disc and muscle tissue mechanics. Additionally, we provide the authors’ assessment of the strengths, limitations, and future outlook for advancing in vivo mechanistic understanding of spinal mechanics for each modality.

전신 운동에 대한 디스크와 근육의 기계적 기여를 정량화하는 것은 어렵지만,

모션 캡처 시스템이나 웨어러블 기술을 사용해 추정할 수 있습니다62,63.

OpenSim 같은 계산 근골격 모델은

관절 힘, 근육 활성화, 분절 부하를 추정할 수 있으며64,

FEBio34,65 같은 척추 분절의 유한 요소 분석은

생리적 부하 조건에서 국소 응력과 변형을 추정할 수 있습니다.

그러나 이러한 도구를 사용해 각 조직의 척추 운동 또는 분절 역학에 대한 기여를 분리하려면 생체 내에서 결정하기 어려운 정확한 조직 재료 특성과 경계 조건이 필요합니다. 각 조직의 예상 기여를 정량화하는 것은 유리합니다.

병리적 경우에 비정상적 부하를 식별하는 데 도움이 되고, 예상치 못한 기계적 기여를 분리하면 구체적인 진단을 제공하여 더 표적화된 치료나 재활 접근을 가능하게 할 수 있기 때문입니다.

비침습적 영상 기술의 발전은

이제 생리적 부하 하에서 조직 역학의 시각화와 정량화를 가능하게 합니다.

이 리뷰는

비침습적 접근법—방사선촬영, 초음파 영상, 초음파 엘라스토그래피, 자기공명영상, 자기공명 엘라스토그래피—에 초점을 맞추며,

각 방식의 디스크와 근육 조직 역학 측정에 대한 초기 획기적 연구와 최근 발전을 중점적으로 다룹니다.

또한 각 방식별로 척추 역학의 생체 내 메커니즘적 이해를 발전시키기 위한 강점, 한계, 미래 전망에 대한 저자들의 평가를 제공합니다

Radiography

Radiography (Fig. 2) uses X-rays, high-energy electromagnetic waves that penetrate tissues, to generate contrast based on differential absorption. Dense structures such as bone absorb more radiation and appear bright, whereas low-density tissues appear darker. Early applications in the 20th century relied on planar two-dimensional projections66, followed in the 1940s by the introduction of radiopaque contrast agents, which enabled visualization of soft tissues and pathologies such as disc herniations67, and biplanar radiography allowed orthogonal views68. The development of computed tomography (CT) in the 1970s marked a major advance, using rotating X-ray sources and computational reconstruction to generate volumetric three-dimensional images69,70. More recently, EOS spinal imaging has been introduced, using simultaneous biplanar acquisition with slot-scanning technology to provide ultra–low-dose, three-dimensional imaging of the spine. This approach enables assessment of spinal alignment in upright, weight-bearing postures, capturing functional alignment that cannot be eval‎uated with conventional supine imaging71,72. Radiography is a primary tool for assessing spinal morphology and pathology, particularly those involving bone, including vertebral fracture, stenosis, spondylolisthesis, and scoliosis. Decades of work have established normative data for regional curvature and range of motion for the spine from static images in one or multiple positions73,74,75,76. As a fundamental diagnostic modality for more than a century, its strengths are rapid acquisition, accessibility, and clinical utility in both diagnostic and intra-operative applications. Nonetheless, ionizing radiation presents risks of DNA damage and carcinogenesis, necessitating judicious use, particularly in younger populations. Accordingly, the benefits of radiographic assessment must be weighed against the risks of cumulative exposure, and imaging protocols should prioritize minimizing unnecessary scans and carefully planning follow-up studies5,77.

방사선촬영

방사선촬영(Fig. 2)은

조직을 투과하는 고에너지 전자기파인 X선을 이용해

차등 흡수에 기반한 대비를 생성합니다.

뼈와 같은 고밀도 구조는

방사선을 더 많이 흡수하여 밝게 나타나고,

저밀도 조직은 더 어둡게 나타납니다.

20세기 초기 응용은 평면 2차원 투영에 의존했으며66,

1940년대에는 방사선 불투과성 조영제를 도입하여 연조직과 디스크 탈출증 같은 병리를 시각화할 수 있게 되었습니다67.

이후 양면 방사선촬영(biplanar radiography)이

직교 뷰를 제공하게 되었고68,

1970년대 전산화단층촬영(CT)의 개발은

회전 X선원과 계산 재구성을 통해 체적 3차원 영상을 생성하는 획기적 발전을 이루었습니다69,70.

최근에는 EOS 척추 영상이 도입되어 슬롯 스캐닝 기술을 활용한 동시 양면 촬영으로 초저선량 3차원 척추 영상을 제공합니다. 이 방식은 직립·체중 부하 자세에서 척추 정렬을 평가할 수 있게 하며, 기존 누운 자세 영상으로는 평가할 수 없는 기능적 정렬을 포착합니다71,72.

방사선촬영은 척추 형태학과 병리, 특히 뼈 관련 문제(척추 골절, 협착증, 척추전방전위증, 척추측만증)를 평가하는 주요 도구입니다. 수십 년간의 연구를 통해 정적 영상(한 위치 또는 여러 위치)에서 척추의 국소 만곡과 운동 범위에 대한 규범 데이터가 확립되었습니다73,74,75,76.

100년 이상 기본 진단 방식으로 사용된 방사선촬영의 강점은 신속한 획득, 높은 접근성, 그리고 진단 및 수술 중 적용 모두에서의 임상적 유용성입니다. 그러나 이온화 방사선은 DNA 손상과 발암 위험을 초래하므로, 특히 젊은 연령층에서는 신중한 사용이 필요합니다. 따라서 방사선촬영 평가의 이점은 누적 노출 위험과 균형을 이루어야 하며, 영상 프로토콜은 불필요한 촬영을 최소화하고 추적 관찰 계획을 신중히 세우는 것을 우선해야 합니다5,77.

Fig. 2: Radiography.

Disc mechanics can be indirectly assessed from repeated radiographs under a postural loading, for example extension and flexion. Disc boundaries are measured by their adjacent bony locations to calculate change in disc height, wedge angle, or translation. b Lumbar spine extension and flexion X-ray images.

Full size image

Radiography – intervertebral disc mechanics

Disc function can be indirectly assessed from repeated radiographic imaging under postural loading and quantification of vertebral translations and rotations across postures (Fig. 2). 2D X-ray images collapse the 3D spine into a single plane of view that can be sufficient for eval‎uating overall spine structure and curvature, such as in the assessment of scoliosis/lordosis, while CT imaging can provide volumetric information useful for distinguishing 3D translations and rotations. Flexion typically induces a reduction in wedge angle changes up to <10° and anterior vertebral translation of 1–3 mm, while extension, limited by the posterior facet joints, produces a smaller increase in wedge angle <5° and posterior translation of <1 mm73,74,76. Translations and rotations during flexion and extension can distinguish healthy from pathologic populations. The distribution of translations my also provide diagnostic information: healthy individuals exhibit greater contributions from lower lumbar levels in standing and extension, whereas motion in patients with LBP shift to upper lumbar levels, likely reflecting compensatory strategies involving discs and muscles78. Radiography is also useful in functional loading studies. Even modest tasks, such as lifting 10 lb, induce intervertebral shear (~5 mm) at all lumbar levels, with nearly equal contributions from L2 to L5 and reduced motion at L5–S1, reflecting pelvic–sacral anatomical constraints79. Implanted markers further extend radiography to kinematic and strain analysis in both experimental and clinical contexts68,80. Despite its limitations, radiography remains central in scoliosis assessment, where it is used to monitor curve progression and guide intervention81, and in spondylolisthesis, where spinal instability is quantified by the anterior displacement of one vertebra relative to the adjacent vertebra in standing radiographs82,83.

방사선촬영 – 추간판 역학

추간판 기능은

자세 부하 하에서 반복 방사선촬영을 통해

척추체 이동(translation)과 회전(rotation)을 정량화하여

간접적으로 평가할 수 있습니다(Fig. 2).

2D X선 영상은 3D 척추를 단일 평면으로 압축하여 전체 척추 구조와 만곡(척추측만증/전만증 평가 등)을 평가하는 데 충분하지만, CT 영상은 3D 이동과 회전을 구분하는 데 유용한 체적 정보를 제공합니다. 굴곡(flexion) 시 쐐기 각도 변화는 보통 <10°로 감소하고 전방 척추체 이동은 1–3 mm 발생하며, 후방 관절(facet joint)에 의해 제한되는 신전(extension) 시에는 쐐기 각도 증가가 <5°로 작고 후방 이동은 <1 mm에 그칩니다73,74,76.

굴곡과 신전 시의 이동과 회전은 건강인과 병리 집단을 구분하는 데 도움이 됩니다. 이동 분포 또한 진단 정보를 제공할 수 있습니다: 건강인은 직립과 신전 시 하부 요추 레벨의 기여가 더 크지만, 요통 환자에서는 운동이 상부 요추 레벨로 이동하는데, 이는 디스크와 근육의 보상 전략을 반영하는 것으로 보입니다78. 방사선촬영은 기능적 부하 연구에도 유용합니다. 10 lb(약 4.5 kg) 들어올리기 같은 가벼운 과제조차 모든 요추 레벨에서 전단 이동(~5 mm)을 유발하며, L2~L5는 거의 균등하게 기여하나 L5–S1에서는 골반-천골 해부학적 제약으로 인해 운동이 감소합니다79. 삽입 마커(implant marker)를 사용하면 실험적·임상적 맥락에서 운동학 및 변형 분석까지 확장할 수 있습니다68,80.

이러한 한계에도 불구하고 방사선촬영은 척추측만증 평가에서 곡선 진행을 모니터링하고 중재를 안내하는 데 핵심적이며81, 척추전방전위증에서는 직립 방사선 영상에서 인접 척추에 대한 전방 변위를 통해 척추 불안정성을 정량화합니다82,83.

Radiography – spinal muscle mechanics

Radiographic assessment of spinal muscles has focused on cross-sectional area as a marker of atrophy and tissue density as an indicator of fatty infiltration. Both are indirect measures of mechanical function, and the poor soft-tissue contrast of radiography limits its ability to capture more than partial aspects of muscle function.

Radiography – outlook

Radiography will continue to play a central role in eval‎uating bony abnormalities because of its accessibility and diagnostic value. However, its limited ability to assess soft tissues and the risks associated with repeated radiation exposure constrain its use in functional studies. Emerging advances that may extend its applications to spinal function include low-dose imaging protocols71,72,84,85,86, enhanced image processing and motion analysis73,74,76, and integration with complementary modalities such as MRI or ultrasound.

방사선촬영 – 척추 근육 역학

척추 근육의 방사선촬영 평가는 주로 단면적(cross-sectional area)을 위축 지표로, 조직 밀도를 지방 침윤 지표로 활용합니다. 둘 다 기계적 기능의 간접적 지표이며, 방사선촬영의 낮은 연조직 대비로 인해 근육 기능의 일부 측면만 포착할 수 있습니다.

방사선촬영 – 전망

방사선촬영은 접근성과 진단 가치 덕분에 뼈 이상 평가에서 계속해서 중심적인 역할을 할 것입니다. 그러나 연조직 평가 능력이 제한적이고 반복 방사선 노출 위험이 있어 기능 연구에서의 사용이 제한됩니다. 향후 응용을 확대할 수 있는 신흥 발전으로는 초저선량 영상 프로토콜71,72,84,85,86, 향상된 영상 처리 및 운동 분석 기법73,74,76, MRI나 초음파 같은 보완 방식과의 통합이 있습니다.

Ultrasound imaging

Ultrasound imaging (USI) (Fig. 3) is a noninvasive modality that visualizes internal tissues by transmitting high-frequency sound waves and detecting their echoes with a transducer87. Ultrasound waves are generated by a piezoelectric crystal within the transducer and are reflected at tissue interfaces according to differences in acoustic impedance; consequentially interfaces with greater differences in density produce stronger echoes, which appear brighter on the image. The most widely used application, brightness mode (B-mode), generates two-dimensional grayscale images, with image planes determined by probe positioning. Medical ultrasound was first introduced in the 1940s for detecting brain tumors and subsequently expanded across clinical applications, with musculoskeletal imaging emerging in 195888.

초음파 영상

초음파 영상(USI)(Fig. 3)은 고주파 음파를 전송하고 변환기로 에코를 검출하여 내부 조직을 시각화하는 비침습적 방식입니다87. 초음파는 변환기 내부의 압전 결정(piezoelectric crystal)에 의해 생성되며, 조직 계면에서 음향 임피던스(acoustic impedance) 차이에 따라 반사됩니다. 따라서 밀도 차이가 큰 계면일수록 에코가 강해 영상에서 더 밝게 나타납니다. 가장 널리 사용되는 밝기 모드(brightness mode, B-mode)는 프로브 위치에 따라 결정된 평면에서 2차원 그레이스케일 영상을 생성합니다. 의료용 초음파는 1940년대 뇌종양 검출을 위해 처음 도입되었으며, 이후 다양한 임상 분야로 확대되어 1958년부터 근골격계 영상이 시작되었습니다88.

Fig. 3: Ultrasound imaging (USI) and Ultrasound elastography (USE).

USI acquired at a different positions, which are often combined with activity such as arm or leg raising or torso bending, can be used to estimate disc kinematics and muscle activation as contraction-induced thickness change. b Sagittal disc USI showing L3–L5 spinous process locations in supine and flexion, adapted from ref. 97. c USI of lumbar multifidus muscle thickness at rest and during contraction to measure change in thickness, adapted from ref. 238. USE extends USI to provide mechanical properties rather than just anatomical information. Advanced technology to induce vibration or shear waves are required (not shown). d USE of an adolescent disc at the L3–L4 annulus fibrosus, where warmer color indicates greater shear wave speed, adapted from ref. 127. e USE of L4–L5 multifidus muscle superficial (top ROI) and deeper (bottom ROI) layer, where warmer color indicates greater stiffness, adapted from ref. 135.

Full size image

Ultrasound offers several advantages. It is portable, low cost, noninvasive, and radiation-free, making it particularly suitable for repeated use in sensitive populations such as children and patients undergoing rehabilitation87,89. Its portability also enables dynamic imaging of postures and movement, supporting both clinical practice and research applications. Yet ultrasound has important limitations, particularly signal attenuation, which limits visualization of deeper structures, and challenges in obtaining high quality and consistent images due to operator dependence, steep learning curves, and variable protocols89,90,91,92.

USI – intervertebral disc mechanics

Ultrasound imaging was first applied to the spine in the 1980s to visualize the epidural space93. By 2000, disc structure could be imaged via a posterolateral approach, with identifiable features between T11 and L394. Since then, spine USI has been primarily for image-guided procedures, where accuracy is improved with real-time visualization for epidural and facet joint injections. Additionally, USI has been employed to measure Cobb angle, showing potential as a radiation-free screening and monitoring tool for scoliosis95,96.

USI has been explored for assessing spinal kinematics by measuring displacement between spinous processes during motion, taking advantage of the unique handheld nature of the USI equipment (Fig. 3). Comparisons with MRI have demonstrated that, while USI can reliably detect interspinous displacement (Fig. 3b), it has a lower sensitivity than MRI97. Subsequent kinematic studies during flexion or rotation report good to excellent reliability for interspinous displacement in healthy populations98 and during lumbar rotation, demonstrating that most axial twist is localized to L2–L3 and L5–S199. USI has also been used to eval‎uate lumbar mobility following mobilization treatments, detecting increases in flexion and extension following intervention100. These studies demonstrate potential utility; however, despite these advances, USI-based biomechanical assessment remains largely limited to feasibility studies, and its role in disc pathology and functional spinal biomechanics is still underdeveloped.

USI – spinal muscle mechanics

Ultrasound imaging of lumbar muscles was validated against MRI in the 1990s, with cross-sectional area measurements showing no significant differences between modalities101. This validation supported the development of normative data for multifidus thickness and encouraged use of USI to assess muscle activation through contraction-induced thickness changes (Fig. 3c)102. Applications have since expanded to the psoas and erector spinae, where USI has been used to quantify thickness and area changes during functional tasks (Fig. 3)103,104,105,106. Thickness changes correlate well with electromyography (EMG) in asymptomatic populations under controlled conditions107,108,109, suggesting potential as a proxy for muscle activity quantification. However, findings are less consistent in symptomatic populations, where thickness change may not be a reliable surrogate110,111. USI has been widely applied to study lumbar muscles in individuals with LBP, particularly the multifidus, with altered activity reported in conditions such as disc herniation and sacroiliac joint pain112,113. However, results for idiopathic LBP are variable: some studies report reduced activation105,114,115, whereas others find no significant differences compared with controls116,117. This heterogeneity highlights the need for caution in interpreting muscle mechanics from USI-derived measures in clinical populations.

USI – outlook

USI is uniquely portable, radiation-free and can be used to eval‎uate spinal kinematics and lumbar muscle function longitudinally; however, its broader implementation remains constrained by methodological and clinical limitations. Acoustic attenuation restricts penetration depth, limiting visualization of deeper structures such as the lumbar intervertebral discs and psoas muscle. Variability in protocols, such as contraction strategies and patient positioning, reduces reproducibility and complicates comparisons across studies. Additionally, image quality and interpretation are highly operator dependent, with a steep learning curve for reliable acquisition. Technological advances such as high-resolution probes, three-dimensional ultrasound, and automated segmentation hold promise for enhancing functional assessments, particularly of deeper structures. Integration with complementary modalities, including MRI, EMG, and motion analysis, may further provide multimodal insight into spinal mechanics and neuromuscular control. Reliable validation and demonstration that USI parameters provide clinically meaningful information for pathology and treatment response are needed before widespread adoption. Finally, future work should emphasize standardized acquisition protocols and operator training to improve reproducibility across populations and studies. If these challenges are addressed, USI may grow as a valuable, radiation-free modality for functional assessment and longitudinal monitoring of the disc and spinal musculature in both research and clinical settings.

초음파 영상의 장점 초음파는 여러 장점을 제공합니다. 휴대성, 저비용, 비침습적이며 방사선이 없어 특히 어린이와 재활 치료 중인 환자와 같은 민감 집단에서 반복 사용에 매우 적합합니다87,89. 또한 휴대성 덕분에 자세와 운동 중 동적 영상이 가능해 임상 진료와 연구 모두에 활용할 수 있습니다. 그러나 신호 감쇠(signal attenuation)로 인해 깊은 구조물을 잘 보이지 않고, 시술자 의존성, 가파른 학습 곡선, 프로토콜 변동성 때문에 고품질의 일관된 영상을 얻기 어려운 중요한 한계가 있습니다89,90,91,92.

초음파 영상(USI) – 추간판 역학 초음파 영상은 1980년대에 척추에 처음 적용되어 경막외 공간을 시각화했습니다93. 2000년경에는 후외측 접근법(posterolateral approach)으로 T11~L3 사이 디스크 구조를 영상화할 수 있게 되었습니다94. 이후 척추 USI는 주로 영상 유도 시술(image-guided procedure)에 사용되어 경막외 주사와 후관절 주사 시 실시간 시각화로 정확도를 높였습니다. 또한 USI는 Cobb 각도 측정에도 적용되어 척추측만증의 방사선 없는 선별 및 모니터링 도구로서 가능성을 보여주었습니다95,96.

USI는 척추돌기(spinous process) 사이의 변위를 측정해 척추 운동학(spinal kinematics)을 평가하는 데 활용되었습니다(Fig. 3). MRI와 비교한 연구에서 USI는 척추돌기 간 변위를 신뢰성 있게 검출할 수 있지만(Fig. 3b), MRI보다 민감도는 낮습니다97. 이후 굴곡이나 회전 중 운동학 연구에서는 건강인에서 척추돌기 간 변위의 신뢰도가 우수~탁월하다고 보고되었으며98, 요추 회전 시 대부분의 축 회전이 L2–L3와 L5–S1에 국한된다는 결과가 나왔습니다99. USI는 또한 척추 가동술(mobilization) 치료 후 요추 가동성을 평가하여 개입 후 굴곡·신전 증가를 검출했습니다100. 이러한 연구들은 잠재적 유용성을 보여주지만, USI 기반 생역학적 평가는 아직 대부분 타당성 연구 수준에 머물러 있으며, 디스크 병리와 기능적 척추 생역학에서의 역할은 아직 미흡합니다.

초음파 영상(USI) – 척추 근육 역학 요추 근육의 초음파 영상은 1990년대에 MRI와 비교 검증되어 단면적 측정에서 두 방식 간 유의한 차이가 없음이 확인되었습니다101. 이 검증을 바탕으로 다열근 두께에 대한 규범 데이터가 개발되었고, 수축 시 두께 변화(Fig. 3c)를 통해 근육 활성화를 평가하는 USI 사용이 장려되었습니다102. 이후 적용 범위가 요근(psoas)과 척추기립근(erector spinae)까지 확대되어 기능적 과제 중 두께와 면적 변화를 정량화했습니다(Fig. 3)103,104,105,106. 무증상자에서 통제된 조건 하에 두께 변화는 근전도(EMG)와 잘 상관되어107,108,109 근육 활동 정량화의 대리 지표로 가능성을 보였습니다. 그러나 증상자 집단에서는 결과가 일관되지 않아 두께 변화가 신뢰할 만한 대리 지표가 아닐 수 있습니다110,111. USI는 요통 환자, 특히 디스크 탈출증과 천장관절 통증에서 다열근의 변화된 활성화를 보고하는 데 광범위하게 적용되었습니다112,113. 하지만 특발성 요통에서는 결과가 다양합니다: 일부 연구는 활성화 감소를 보고하나105,114,115 다른 연구에서는 대조군과 유의한 차이가 없었습니다116,117. 이러한 이질성은 임상 집단에서 USI 유래 근육 역학을 해석할 때 주의를 요합니다.

초음파 영상(USI) – 전망 USI는 휴대성·방사선 무방사선이라는 독특한 장점을 가지며 척추 운동학과 요추 근육 기능을 장기적으로 평가할 수 있습니다. 그러나 방법론적·임상적 한계로 인해 광범위한 적용이 제한적입니다. 음향 감쇠로 인해 깊은 구조물(요추 추간판, 요근 등) 시각화가 어려우며, 수축 전략이나 환자 자세 같은 프로토콜 변동성이 재현성을 떨어뜨리고 연구 간 비교를 어렵게 합니다. 또한 영상 품질과 해석이 시술자에 크게 의존하며 신뢰성 있는 획득을 위한 학습 곡선이 가파릅니다. 고해상도 프로브, 3차원 초음파, 자동 분할 기술 같은 발전은 특히 깊은 구조물의 기능 평가를 강화할 수 있습니다. MRI, EMG, 운동 분석과의 통합은 척추 역학과 신경근 제어에 대한 다중 모달 통찰을 제공할 수 있습니다. 광범위한 채택을 위해서는 USI 매개변수가 병리와 치료 반응에 임상적으로 의미 있는 정보를 제공한다는 신뢰성 있는 검증과 입증이 필요합니다. 마지막으로, 표준화된 획득 프로토콜과 시술자 훈련을 강조한 미래 연구가 인구 집단과 연구 간 재현성을 높여야 합니다. 이러한 과제가 해결되면 USI는 연구와 임상 현장에서 디스크와 척추 근육의 기능 평가 및 장기 모니터링을 위한 가치 있는 방사선 무방사선 방식으로 성장할 수 있습니다.

초음파 엘라스토그래피 초음파 엘라스토그래피(USE)는 기존 초음파를 확장하여 기계적 교란(mechanical perturbation) 하에서 조직 강성을 정량화함으로써 순수한 해부학적 정보가 아닌 기능적 정보를 제공합니다118,119,120. 교란은 수동 프로브 압축, 외부 진동, 또는 내부 음향파를 생성하는 집속 초음파 펄스로 유발될 수 있습니다. USE는 두 가지 주요 접근법을 포함합니다: 압축 하 조직 변형을 측정하는 변형 엘라스토그래피(strain elastography)와 전단파 속도가 강성을 반영하는 전단파 엘라스토그래피(shear wave elastography, SWE)로, 속도가 빠를수록 강성이 높습니다121. 1991년 처음 도입되었으며122, 이후 골격근에 적용되어 진동 유발 전단파가 대퇴사두근 수축 시 강성 증가를 검출한다는 초기 연구가 나왔습니다123. USE는 척추 조직의 정량적·비침습적·휴대성·방사선 무방사선 강성 평가를 가능하게 하여 반복 평가가 용이합니다.

초음파 엘라스토그래피(USE) – 추간판 역학 전단파 엘라스토그래피(SWE)의 추간판 첫 적용은 경추에서 이루어졌습니다124. 이후 요추 연구에서는 전방 환형섬유(AF)에 대한 전단파 속도를 정량화할 수 있음이 입증되었으며(Fig. 3d), 건강한 어린이에서는 ~3 m/s, 성인에서는 ~4 m/s로 반복성이 우수합니다125,126. 임상 연구는 주로 청소년 척추측만증에 집중되어 SWE가 병리적 변화를 민감하게 검출함을 보여주었습니다. AF 강성은 무증상 대조군(3.1 m/s)보다 L3–S1 척추측만증 디스크에서 일관되게 높았으나(3.5–4.0 m/s), AF 강성과 측만 곡선 중증도 간 상관관계는 일관되지 않습니다127,128. 신경근육성 척추측만증에서 유합 없는 고정술 치료 후 장기 추적 관찰에서도 건강인보다 AF 강성이 지속적으로 높았습니다(9.9 vs. 7.5 m/s)129. 이러한 결과들은 SWE가 병리와 치료와 관련된 강성 변화를 검출할 수 있음을 강조합니다. 그러나 디스크 USE는 기술적으로 제한적입니다: 측정은 하부 요추(L3–S1)의 전방 AF에 국한되며, L3 이상은 흉곽으로 인해 접근이 제한됩니다. 고체질량지수(BMI) 집단에서는 신호 획득이 더 어려워 타당성이 낮아집니다. 따라서 디스크 USE는 임상적 가능성을 보이지만 현재 적용 범위가 좁은 해부학 영역과 특정 환자 집단에 한정됩니다.

초음파 엘라스토그래피(USE) – 척추 근육 역학 USE는 디스크보다 척추 근육에 더 광범위하게 적용되었습니다. 변형 엘라스토그래피는 2012년에 처음 보고되었고130, 이후 SWE131가 선호되는 방법이 되었습니다. SWE 값은 조직 강성을 나타내며, 이는 근력 생성과 상관되어 근육 활동을 반영하므로132,133 표재성(척추기립근)과 심부(다열근) 요추 근육 모두의 활동을 신뢰성 있게 평가합니다(Fig. 3e)118,131,134,135,136. 건강인에서는 자세, 피로, 신체 활동 수준에 따른 강성 반응을 조사하는 데 사용되었으며, 굴곡·측굴·수축 시 강성이 증가하고137,138 피로 시 감소합니다139,140.

임상 연구에서는 요통 집단에서 다열근과 척추기립근의 안정 시 강성이 증가하고 활동 중 수축 비율이 감소하는 변화된 강성 프로필을 일관되게 보고했습니다113,141,142,143. 또한 일측성 디스크 탈출증 환자에서 영향을 받은 쪽 다열근 강성이 감소한 것을 SWE로 검출했습니다144. 이러한 결과들은 USE가 병리와 관련된 척추 근육 역학 변화를 포착할 잠재력을 강조합니다. USE는 또한 치료 효과 평가에도 사용되어 소규모 연구에서 초기 유망한 결과를 보였습니다. 예를 들어 요통 환자에서 용량성·저항성 전기 전달 요법 후 다열근 강성 감소가 변형 엘라스토그래피로 확인되었고145, 건식 침술 후 척추기립근 강성 감소146, 고주파 신경절제술과 요추 유합술 후 특히 활동 자세에서 다열근 강성 감소가 보고되었습니다147. 전체적으로 USE는 근육 기능을 민감하게 측정하지만, 프로토콜 변동성, 소규모 표본, 요근 같은 깊은 근육에서의 신뢰성 저하로 광범위한 유용성이 제한됩니다.

초음파 엘라스토그래피(USE) – 전망 USE는 추간판과 척추 근육 모두에서 수동적 조직 기계적 특성과 활동에 대한 기능적 반응을 평가하는 유망한 기술입니다. 그러나 두 조직 모두에서 보고된 강성 값이 방법론적 차이로 인해 다양하고, 증상자 집단을 대상으로 한 연구는 거의 없습니다. 또한 자세 의존적 변화는 기술되었으나 대부분 정적 복와위(prone) 또는 앙와위(supine)에서 측정되어 생리적 부하를 포착하지 못할 수 있습니다. 동적·직립·체중 부하 프로토콜 개발은 누운 자세 영상에서는 보이지 않는 자세·부하 의존 반응을 포착해 기능 평가를 개선할 수 있습니다. 초음파의 휴대성과 다양한 자세 적용 용이성은 운동이나 치료 중 척추 조직 역학을 모니터링하는 독특한 기회를 제공하며, 이러한 측정은 치료 계획에 영향을 주고 환자 결과를 개선하는 재활 전략을 안내할 수 있습니다.

미래 우선 과제로는 척추 레벨과 조직 영역 전반의 타당성 확대가 필요합니다. 고해상도 프로브와 침투 깊이 향상 같은 기술 발전으로 후방 AF, 핵, 요근 같은 깊은 구조물까지 확대해야 합니다. 연령·성별·BMI에 따른 규범 기준 데이터 구축과 강성을 병리 및 치료 바이오마커로 검증하는 것도 중요합니다. 다른 연조직 부위를 기준으로 디스크 강성을 정규화하는 전략은 기기 간 변동성을 줄일 수 있습니다. 마지막으로 MRI, EMG, 운동 분석과의 통합은 척추 기능에 대한 더 풍부한 다중 모달 통찰을 제공할 것입니다. 이러한 발전을 통해 USE는 척추 조직 역학 모니터링과 재활·치료 전략 안내를 위한 임상적으로 가치 있는 도구로 발전할 잠재력을 가지고 있습니다.

Ultrasound elastography

Ultrasound elastography (USE) extends conventional ultrasound by quantifying tissue stiffness under mechanical perturbation, providing functional rather than purely anatomical information118,119,120. Perturbations may be generated by manual probe compression, externally applied vibrations, or focused ultrasound pulses that create internal acoustic waves. USE encompasses two main approaches: strain elastography, which measures tissue deformation under compression, and shear wave elastography (SWE), where shear wave speed reflects stiffness, with higher speeds indicating greater stiffness121. First introduced in 1991, when ultrasound was shown to detect tissue deformation under compression122, USE was soon applied to skeletal muscle, with early studies demonstrating that vibration-induced shear waves detected stiffness increases during quadriceps contraction123. USE offers quantitative, noninvasive, portable, and radiation-free assessment of spinal tissues, enabling repeated eval‎uation of stiffness.

USE – intervertebral disc mechanics

The first application of shear wave elastography (SWE) to intervertebral disc was in the cervical spine124. Subsequent lumbar studies demonstrated that SWE can quantify shear wave speed in the anterior annulus fibrosus (AF) (Fig. 3d), with values of ~3 m/s in healthy children and ~4 m/s in adults, showing good repeatability125,126. Clinical work has largely focused on adolescent scoliosis, where SWE has proven sensitive to pathological changes. While AF stiffness is consistently higher in L3-S1 scoliotic discs (3.5–4.0 m/s) compared to asymptomatic controls (3.1 m/s), there is not consistently a correlation between AF stiffness and scoliotic curve severity127,128. Long-term follow-up in neuromuscular scoliosis treated with fusionless fixation demonstrated persistently elevated AF stiffness compared to healthy peers (9.9 vs. 7.5 m/s)129. Together, these findings highlight the ability of SWE to detect stiffness changes associated with pathology and treatment. However, disc USE remains technically constrained: measurements are limited to the anterior AF of the lower lumbar spine (L3–S1), with the thoracic cage restricting access above L3. Feasibility is further reduced in high-BMI populations, as higher body mass impedes signal acquisition. Thus, while disc USE demonstrates clinical promise, its current scope is confined to a narrow anatomical region and specific patient populations.

USE – spinal muscle mechanics

USE has been more extensively applied to spinal muscles than to discs. Strain elastography was first reported in 2012130, followed by SWE131, which has since become the preferred method. SWE values are a measure of tissue stiffness, and this stiffness correlates with muscle force production, thus reflecting muscle activity132,133, providing reliable assessments of activity in both superficial (erector spinae) and deep (multifidus) lumbar muscle (Fig. 3e)118,131,134,135,136. In healthy individuals, USE has been used to examine stiffness responses to posture, fatigue, and physical activity level, where stiffness increases with flexion, lateral bending, and contraction137,138 and decreases with fatigue139,140.

Clinical studies consistently demonstrate altered stiffness profiles in populations with LBP, with increased resting stiffness of the multifidus and erector spinae, accompanied by reduced contraction ratio during activity, compared with asymptomatic controls113,141,142,143. Further, SWE detects reduced multifidus stiffness on the affected side in patients with unilateral disc herniation144. Together, these findings highlight the potential of USE to capture alterations in spinal muscle mechanics associated with pathology. USE has also been used to eval‎uate treatment effects, with early promising results in small population studies. For example, in LBP participants, strain elastography demonstrated reductions in multifidus stiffness after capacitive and resistive electric transfer therapy145. Similarly, SWE has shown decreased erector spinae stiffness following dry needling146 and reductions in multifidus stiffness after radiofrequency neurotomy and lumbar fusion, particularly in active postures147. Overall, USE is sensitive to measure muscle function, but its broader utility is constrained by protocol variability, small sample sizes, and reduced reliability for deeper muscles such as the psoas.

USE – outlook

USE is a promising technique for assessing both passive tissue mechanical properties and functional responses to activity in intervertebral discs and spinal muscles. However, across both tissues, reported stiffness values vary due to methodological differences, and few studies have investigated symptomatic subject populations. Furthermore, although posture-dependent changes have been described, most assessments are performed in static prone or supine positions, which may not capture physiologically relevant loading. Development of dynamic, upright, or weight-bearing protocols could improve functional assessment by capturing posture- or load-dependent responses not evident in supine imaging. Given the portability of ultrasound and the ease with which it can be used in a variety of positions, it provides unique opportunities to monitor spinal tissue mechanics during exercises or therapies and these measurements could influence treatment plans and guide rehabilitation strategies to improve patient outcomes.

Future priorities should include expanding feasibility across spinal levels and tissue regions. Technical advances, including high-resolution probes and improved penetration depth, will be necessary to extend applications to deeper structures such as the posterior AF, nucleus pulposus, and psoas. Other priorities are to establish normative reference data stratified by age, sex, BMI, and validating stiffness as a biomarker of pathology and treatment. Normalization strategies, such as referencing disc stiffness against another soft tissue site, may help reduce inter-device variability. Finally, integration with MRI, EMG, and motion analysis will provide richer, multimodal insight into spine function. With these developments, USE has the potential to evolve into a clinically valuable tool for monitoring spinal tissue mechanics and guiding rehabilitation and treatment strategies.

Magnetic resonance imaging (MRI)

Magnetic resonance imaging (MRI) (Fig. 4) relies on an external magnetic field to align protons within tissues. Radiofrequency (RF) pulses perturb this alignment, and the energy released during realignment is detected to generate images. Because the rate and magnitude of energy release depend on tissue composition, MRI provides excellent soft tissue contrast and enables clear differentiation between spinal structures. The first human body MRI was performed in the 1970s148. Since its early spinal applications in the 1980s, MRI has steadily expanded as a key imaging modality for studying the spine, capturing structural anatomy and tissue changes associated with aging and degeneration, and is used clinically to detect abnormalities such as disc herniation, spinal stenosis, spondylolisthesis, and tumors5,149. Anatomic imaging is not effective in identifying the source of idiopathic mechanical LBP, motivating recent efforts to use MRI under loading conditions to assess disc and muscle mechanical function.

자기공명영상(MRI) 

자기공명영상(MRI)(Fig. 4)은

외부 자기장을 이용해 조직 내 양성자를 정렬시킵니다.

고주파(RF) 펄스가 이 정렬을 교란시키고,

재정렬 과정에서 방출되는 에너지를 검출해 영상을 생성합니다.

에너지 방출 속도와 크기가 조직 구성에 따라 달라지기 때문에

MRI는 뛰어난 연조직 대비를 제공하며

척추 구조물을 명확히 구분할 수 있습니다.

인간 전신 MRI는 1970년대에 처음 수행되었고148,

1980년대 초기 척추 적용 이후 점차 척추 연구의 핵심 영상 방식으로 확대되었습니다.

노화와 퇴행과 관련된 구조적 해부학과 조직 변화를 포착하며,

디스크 탈출증, 척추 협착증, 척추전방전위증, 종양 등 이상을 임상적으로 검출하는 데 사용됩니다5,149.

그러나

해부학적 영상만으로는 특발성 기계적 요통의 원인을 밝히기 어렵기 때문에,

최근 부하 조건 하에서 MRI를 사용해 디스크와 근육의 기계적 기능을 평가하려는 노력이 증가하고 있습니다.

Fig. 4: Magnetic resonance imaging (MRI) and Magnetic Resonance Elastography (MRE).

MRI acquired under a different positions can be used to measure disc deformation and strain; and MRI before and after exercise can be used to estimate muscle activation through area and signal intensity change. b MRI of lumbar spine shown as midsagittal section in supine and flexion. Images are registered to calculate the axial strain in flexion relative to supine, shown in an axial section, adapted from ref. 156. c MRI T2 map (related to hydration) of paraspinal muscles before and after exercise showing increased T2 values after exercise, due to blood perfusion into the muscle, adapted from ref. 239. MRE extends MRI to provide mechanical properties rather than just anatomical information. Additional technology to induce vibration or shear waves are required (not shown). d In-plane and through-plane phase encoding MRE showing wave propagation through the disc, reproduced from ref. 206. e MRE of L2-L5 coronal view through the center of the muscles’ cross-section, showing the wave image and the shear modulus map while at rest and while contracting, where warmer colors indicate stiffer tissues; erector spinae (ES) and multifidus (M) both become stiffer with contraction, adapted from ref. 225.

Full size image

MRI – intervertebral disc mechanics

MRI has been adapted to eval‎uate disc mechanics by mathematically registering baseline scans to those obtained during mechanical loading or posture changes (Fig. 4), such as diurnal compression (assessment of changes between morning and evening), acute compression (induced by external load or exercise), or postural changes (induced by flexion, extension, lateral bending, or torsion). Disc mechanics have also been assessed using an upright MRI scanner, which permits more physiological loading in the standing and sitting postures149,150,151. Across postures and loading cases, a variety of methods have evolved for quantifying disc strain152,153,154,155,156,157, which is often eval‎uated as it quantifies the discs’ mechanical behavior while normalizing to the discs’ in vivo resting state. MRI further enables quantification of relaxation times such as T1rho, T2, and T2*. Though relaxation times do not directly eval‎uate disc mechanics, they are highly correlated with tissue composition, water content, and disc pressurization20,44,45,46,47,158, all of which influence the disc’s mechanical behavior. Relaxation times are generally greater in the upper lumbar levels than the lower lumbar levels159, and are regionally-dependent159,160, with the greatest relaxation times in the NP. Further, MRI relaxation times are consistently reduced in painful discs20,58 and degenerate discs44,161,162 compared to healthy controls and/or non-painful discs.

Diurnal loading studies show that daily compressive loading reduces disc height and hydration, particularly in young, healthy discs156,163,164,165. These effects are diminished in older or degenerated discs which have lower baseline hydration161,164,166. In young, asymptomatic subjects, compressive strain between morning and evening is typically 5–8%156,159. Some studies report level- or region-specific differences, with greater posterior strain at lower lumbar levels, while others found no variation. Diurnal loading induces minimal changes in wedge angle and shear displacement156. Diurnal changes in relaxation time, which imply loss of water content due to daily compressive load, are measurable in young, healthy discs156,165,166,167, but not consistently present in older, degenerated discs166. Diurnal change in relaxation times has been weakly correlated with diurnal disc strain and diurnal perimeter change156,159. Diurnal loading assessment requires MRI scans in both morning and evening, limiting practicality compared with single session loading protocols.

Acute compression applied with external loading devices produce greater deformation at the lower lumbar levels than diurnal loading168,169. Correlations between in vivo strain and degeneration are generally weak168. Unlike diurnal loading, externally imposed compression produces larger strains in older subjects, likely reflecting reduced disc stiffness that alters acute mechanical responses155. This is consistent with ex vivo mechanical testing, where intact motion segments tend to have reduced modulus with increasing degeneration, despite testing of isolated AF and NP tissues, which having increased stiffness with increasing degeneration170,171,172,173,174. In addition, treadmill exercise induces compressive strain in the lumbar discs152. Relaxation times do not significantly change with acute compressive loading175.

Postural loading, where subjects are placed in flexion, extension, lateral bending, or axial torsion postures, can be achieved within the MRI bore using bolsters to hold each position during scanning (Fig. 4b). Of these, flexion and extension have been studied most extensively. Flexion produces posterior migration of the nucleus pulposus, while extension results in anterior migration176,177. Wedge angles decrease during flexion and increase with extension156,177. Both postures generate regional AF strains: flexion causes anterior compression and posterior tension, while extension induces anterior tension and posterior compression156,178,179. Lateral bending and torsion have been less frequently investigated with small subject numbers178,180,181, though they may help characterize asymmetric loading such as in scoliosis.

Conventional MRI is typically performed in a 1.5 or 3.0 Tesla horizontal bore scanner with the subject supine on a table supported by pillows or bolsters (Fig. 4a). This setup is limited by the absence of axial gravitational load and the restricted range of motion within the bore. To address these limitations, upright MRI has been used to eval‎uate spine loading under normal gravitational conditions and with greater motion150. However, upright MRI generally operates at lower field strength (~0.5 T), which reduces resolution and available outcome measures compared to conventional MRI182. Despite this drawback, gravitational loading strongly influences spinal mechanics: flexion in upright posture produces distinct wedge angle distributions correlated with facet joint orientation183, whereas supine flexion in conventional MRI yields a more uniform loading pattern across the lumbar spine156,177.

MRI with loading has provided important insights into disc mechanics, yet several limitations remain. Biological variability for the disc mechanical response within and between subjects complicates interpretation and makes it difficult to establish normative values, even in young, asymptomatic populations156,159,179,184. This is particularly notable at L5–S1, the most anatomically variable disc in the lumbar spine, which often deviates from trends seen at other lumbar levels156. Although outcomes can be normalized by age or disc level, inconsistent trends and inconclusive findings persist across studies. Clinical application is further limited by few studies in symptomatic cohorts and small sample sizes that preclude generalizable conclusions. Technical variability across studies also hinders comparison, including differences in image intensity (e.g., from T1 and T2 weighting, etc.), field strength (0.5–3.0 T), in-plane resolution, and slice thickness. Computationally, quantifying mechanics requires repeated imaging with segmentation and registration; manual methods are labor-intensive and automated segmentation approaches are developing33,185,186. Finally, registration approaches for strain estimation, while showing promising outcomes, remain under active development in vivo and in cadaver experiments, and still require validation156,169,187,188.

MRI – spinal muscle mechanics

MRI indirectly detects muscle activation through exercise-induced fluid influx, which increases muscle size and elevates signal intensity (Fig. 4c)189. Increased blood perfusion into the muscle has been measured by arterial spin labeling (ASL) techniques, but have shown minimal changes with pathology190,191. Flexion/extension tasks increase the cross-sectional area and signal intensity of the multifidus and erector spinae, confirm‎ing their recruitment during activity192,193,194. MRI has also been used to assess muscle function in pathological states, where decreased muscle area and reduced signal intensity have been interpreted as less active muscle in post-surgical LBP patients193. However, findings across studies remain inconsistent, sample sizes of symptomatic subjects are small, and MRI signal intensity should be regarded only as an indirect marker of spinal muscle activity.

MRI – outlook

There remain meaningful opportunities for advancing MRI-based eval‎uation of disc and muscle mechanics. To date, most studies have focused on young, healthy populations, moving forward greater attention is needed to characterize age-related changes and to distinguish these from pathological alterations associated with LBP. Establishing such distinctions is essential for identifying mechanisms that separate pain-inducing pathology from expected aging, and to enable identification of impactful outcomes for therapeutic purposes. Upright MRI offers potential for assessing posture-dependent pain and asymmetric loading, but its clinical value remains limited by low field strength and poor resolution, which must be overcome before it can become a widely used tool. Finally, although anatomical studies have shown correlations between disc degeneration, muscle atrophy, and fatty infiltration59,195, the mechanical interplay between discs and muscles remains poorly understood. Paired investigations are needed to clarify the functional relationships between these adjacent tissues and to determine how they influence one another with aging and in LBP.

Magnetic resonance elastography

Magnetic resonance elastography (MRE) is an MRI-based technique for quantifying soft tissue mechanical properties196,197. In MRE, harmonic mechanical vibrations are applied to generate tissue deformations, including propagating shear waves within the region of interest. Specialized pulse sequences incorporate motion-encoding gradients to map wave-induced displacements into the MR signal phase, and repeated sampling across the vibration cycle produces time-resolved images of shear wave propagation. Shear wave behavior reflects tissue material properties: stiffer tissues transmit waves faster, producing longer wavelengths, whereas viscous tissues dampen wave amplitudes. These dynamics are expressed as the complex shear modulus, in which the real component (storage modulus) describes elasticity, and the imaginary component (loss modulus) describes viscosity198. Studies report shear wave speed (m/s) or calculate shear modulus (kPa, often called shear stiffness) from frequency analysis, with higher values indicating greater stiffness199,200. These measures generate quantitative, spatially-resolved maps of tissue mechanical properties, positioning MRE as a powerful tool for noninvasive biomechanical assessment.

MRE, initially developed in 1995196, has since become a standard tool for diagnosing and staging liver fibrosis and chronic disease due to its high sensitivity and specificity201. Applications have expanded to the breast, brain, and other organs, where sensitivity to pathological changes and treatment responses in tissue mechanics offers diagnostic value202,203,204. The core components of each MRE application are the same: vibration of tissue to generate shear deformation or waves, imaging of the resulting wave displacements via specialized phase-contrast MRI sequences, and estimation of mechanical properties via computational “inversion algorithm”198,204. In practice, these components are tailored and optimized for each tissue of interest to generate reliable and useful outcome measures by accounting for differences in tissue anatomy, geometry, and mechanical behavior, which is critical in application to spinal tissues.

MRE – intervertebral disc mechanics

Initial in vivo MRE studies of disc (Fig. 4d) demonstrated feasibility and repeatability205,206 but reported inconsistent trends with degeneration207: one study observed increasing stiffness with greater degeneration across participants with a range of Pfirrmann scores, while the other reported the opposite – decreasing stiffness with degeneration – which is more consistent with other studies172,208. These discrepancies may reflect methodological differences (e.g., actuator design, imaging sequence, inversion algorithm) that also contribute to wide variation in the reported healthy NP shear modulus values, ranging from ~6 to 26 kPa across studies205,206,209, though recent reports of shear wave speed have been relatively consistent, ~2–3 m/s which would correspond to ~1–10 kPa tissue modulus199,208. Notably, the range of reported in vivo shear moduli with MRE is well below reports from ex vivo mechanical testing with moduli in the range of tens to hundreds of kPa128,210,211,212,213.

This variability and discrepancy with ex vivo data is likely exacerbated by fundamental technical barriers to disc MRE, such as the small size of the disc and its relatively high stiffness causing wavelengths larger than the disc dimensions, and the bounded nature of the disc between vertebral bodies. In such cases where only a portion of a wavelength is captured by MRE throughout a tissue, current inversion algorithms tend to underestimate true stiffness, which is likely a primary source of discrepancy in reported in vivo disc mechanics with MRE. To address these limitations, methodological refinement is needed. Increasing vibration frequency can shorten the wavelength to improve property estimates and has shown better agreement in ex vivo disc specimens214,215, though higher frequencies exhibit greater attenuation and may not be achievable in vivo, especially for disc MRE where vibrations must be transmitted through several tissues to reach the disc.

Validation of MRE outcomes against expected mechanical properties is critical but also challenging. Since ex vivo mechanical studies introduce changes in tissue environment and boundary conditions that alter the apparent mechanical properties and are rarely performed in a similar mechanical regime to MRE (i.e., dynamic shear testing at a matched driving frequency), it is unlikely that such in vivo and ex vivo measurements could ever directly agree. One approach is to use MRE on ex vivo tissues for comparison with in vivo MRE172,216, which can allow for better matched comparisons and can also guide improvement in protocols.

MRE – spinal muscle mechanics

In contrast to the disc, MRE is more developed for muscle applications. Early work in limb muscles showed muscle’s functional response to activities and with various pathologies217,218,219,220. Spinal muscle MRE feasibility was established in the 2010s221,222. Across studies, muscle stiffness is relatively consistent, with moduli of the paraspinal muscles typically in the 1.5–2.0 kPa range and psoas between 1.0 and 3.0 kPa221,223,224. Importantly, spinal muscle MRE is sensitive to physiological changes (Fig. 4e): stiffness increases with stretch and contraction, decreases after kinesio taping, and dynamically fluctuates after exercise, before returning to baseline225,226,227. This responsiveness demonstrates functional utility, suggesting that MRE can track interventions and rehabilitation outcomes in vivo.

Technical advances have improved spinal muscle MRE, including tailored imaging sequences222 and more comfortable actuators223. Still, reproducibility depends on muscle group and protocol, with paraspinal muscles generally yielding more consistent results than psoas, possibly due to the psoas location being more difficult to vibrate228. The aligned muscle fibers cause anisotropic (direction-dependent) tissue properties and traditional assumptions of tissue isotropy decrease the accuracy of material property calculations, which have been improved by advances in inversion approaches229. Yet, MRE eval‎uations remain limited by a lack of sufficient inversion algorithms to capture anisotropic material properties; improved algorithms will both reduce measurement uncertainty and improve interpretation of functional responses under loading230,231,232,233.

MRE – outlook

MRE shows strong promise for advancing spine imaging by providing quantitative, noninvasive measures of mechanical function with a wide field of view to capture multiple tissues at once, sensitivity to deep tissues, and reduced operator dependence compared to USE. Additionally, MRE’s compatibility with other MRI approaches (e.g., T2 mapping, diffusion tensor imaging, loading MRI) will enhance mechanistic interpretations. Although consensus protocols are not yet mature, methodological refinements are rapidly progressing. There remains a need for mechanical actuator designs that maximize patient comfort while accommodating a wide range of body sizes. For muscle applications, acquisition protocols that can achieve high spatial resolution across the elongated spinal musculature that can be paired with improved inversion algorithms for eval‎uating anisotropic material properties will result in more accurate, reliable, and useful measures. In the disc, achieving accurate mechanical property estimates will require higher frequency vibration to reduce wavelengths across the tissue and likely advanced inversion algorithms uniquely tailored to disc geometry. Conventional mechanical actuators that vibrate deep tissues via surface application, and thus are susceptible to viscosity effects and other sources of attenuation may not be sufficient, and achieving necessarily high frequencies on the order of 1000 Hz may require unique and potentially semi-invasive approaches, such as with a needle driver234 or with acoustic radiation force excitation235. An important consideration for interpreting MRE mechanical properties in spinal tissues is that all measurements are performed in the small strain regime assuming linear viscoelastic material behavior, which may differ from large strain behavior experienced with physiological loading in vivo due to material nonlinearity213, though examples exist from other organs for how to scale such parameters for mechanical modeling purposes236,237.

We note that there are many challenges for achieving accurate mechanical properties of spinal tissues with MRE, the resulting outcomes are likely still useful especially for clinical applications where these mechanical measurements are used to infer structural integrity and health of the tissue. Future work aiming to establish spinal MRE in this context will benefit from larger and more diverse cohorts, studies in symptomatic populations, and longitudinal interventions to eval‎uate treatment effects. Dynamic applications, such as assessing tissue responses during loading or rehabilitation, could further expand functional insights and yield clinically relevant measures. Despite ongoing technical challenges, current developments underscore the feasibility of spinal MRE and highlight its potential to improve diagnosis, monitor treatment, and advance understanding of in vivo spine biomechanics.

자기공명영상(MRI) – 추간판 역학

MRI는

기준 영상을 기계적 부하 또는 자세 변화 시 촬영한 영상과

수학적으로 정합(registering)하여 추간판 역학을 평가합니다(Fig. 4).

예를 들어

일간 압축(아침과 저녁 간 변화 평가),

급성 압축(외부 부하나 운동으로 유발), 자세 변화(굴곡, 신전, 측굴, 회전으로 유발) 등이 사용됩니다.

또한 직립 MRI 스캐너를 이용하면

서기와 앉기 자세에서 더 생리적인 부하를 적용할 수 있습니다149,150,151.

자세와 부하 조건 전반에서

추간판 변형(strain)을 정량화하는 다양한 방법이 개발되었습니다152,153,154,155,156,157.

변형은

생체 내 안정 상태를 기준으로 정규화되어 디스크의 기계적 거동을 정량화하는 데 자주 사용됩니다.

MRI는

T1rho, T2, T2* 이완 시간도 정량화할 수 있습니다.

이완 시간은 디스크 역학을 직접 평가하지 않지만,

조직 구성, 수분 함량, 디스크 압력과 높은 상관관계가 있어20,44,45,46,47,158

디스크의 기계적 거동에 영향을 줍니다.

이완 시간은 상부 요추에서 하부 요추보다 일반적으로 크며159,

국소적으로도 차이가 있어159,160

핵(NP)에서 가장 큽니다.

또한 통증이 있는 디스크20,58와 퇴행성 디스크44,161,162에서는

건강 대조군이나 비통증 디스크보다 이완 시간이 일관되게 감소합니다.

일간 부하 연구에서는 매일의 압축 부하가 디스크 높이와 수분을 감소시키며, 특히 젊고 건강한 디스크에서 두드러집니다156,163,164,165. 이러한 효과는 기저 수분이 낮은 고령자나 퇴행성 디스크에서는 약해집니다161,164,166. 젊은 무증상자에서 아침-저녁 간 압축 변형은 보통 5–8%입니다156,159. 일부 연구에서는 레벨 또는 영역별 차이를 보고하며(하부 요추에서 후방 변형이 더 큼), 다른 연구에서는 차이가 없었습니다. 일간 부하는 쐐기 각도와 전단 변위에 거의 변화를 주지 않습니다156. 수분 함량 감소를 반영하는 이완 시간의 일간 변화는 젊고 건강한 디스크에서 측정 가능하나156,165,166,167 고령·퇴행성 디스크에서는 일관되게 나타나지 않습니다166. 이완 시간의 일간 변화는 일간 디스크 변형 및 둘레 변화와 약한 상관관계가 있습니다156,159. 일간 부하 평가는 아침과 저녁 모두 MRI 촬영이 필요해 단회 부하 프로토콜에 비해 실용성이 떨어집니다.

외부 부하 장치를 이용한 급성 압축은 일간 부하보다 하부 요추에서 더 큰 변형을 유발합니다168,169. 생체 내 변형과 퇴행 간 상관관계는 일반적으로 약합니다168. 외부 압축은 고령자에서 더 큰 변형을 일으키는데, 이는 디스크 강성 감소로 인한 급성 기계적 반응 변화 때문으로 보입니다155. 이는 체외 기계적 검사 결과와 일치합니다. 전체 운동 분절은 퇴행이 진행될수록 모듈러스가 감소하나, 분리된 AF와 NP 조직은 퇴행 시 강성이 증가합니다170,171,172,173,174. 또한 트레드밀 운동은 요추 디스크에 압축 변형을 유발합니다152. 급성 압축 부하 시 이완 시간은 유의하게 변하지 않습니다175.

굴곡, 신전, 측굴, 축 회전 자세로 부하를 주는 자세 부하는 MRI 보어 내에서 각 자세를 유지하는 보조기(bolster)를 사용해 구현합니다(Fig. 4b). 이 중 굴곡과 신전이 가장 광범위하게 연구되었습니다. 굴곡은 핵의 후방 이동을, 신전은 전방 이동을 유발합니다176,177. 쐐기 각도는 굴곡 시 감소하고 신전 시 증가합니다156,177. 두 자세 모두 국소 AF 변형을 생성합니다: 굴곡은 전방 압축·후방 인장, 신전은 전방 인장·후방 압축을 일으킵니다156,178,179. 측굴과 회전은 연구 수가 적고 피험자 수가 적으나178,180,181 척추측만증 같은 비대칭 부하 특성을 파악하는 데 도움이 될 수 있습니다.

일반 MRI는 보통 1.5 또는 3.0 테슬라 수평 보어 스캐너에서 피험자가 베개나 보조기로 지지된 앙와위 자세로 시행됩니다(Fig. 4a). 이 설정은 축 중력 부하가 없고 보어 내 운동 범위가 제한적이라는 단점이 있습니다. 이러한 한계를 극복하기 위해 직립 MRI가 정상 중력 조건과 더 큰 운동 범위 하에서 척추 부하를 평가하는 데 사용되었습니다150. 그러나 직립 MRI는 일반적으로 저자장(~0.5 T)으로 작동해 해상도와 측정 지표가 기존 MRI보다 떨어집니다182. 이 단점에도 불구하고 중력 부하는 척추 역학에 큰 영향을 미칩니다: 직립 자세 굴곡은 후관절 방향과 상관된 뚜렷한 쐐기 각도 분포를 보이는 반면, 기존 MRI의 누운 자세 굴곡은 요추 전반에 더 균일한 부하 패턴을 보입니다156,177.

부하 MRI는 디스크 역학에 중요한 통찰을 제공했으나 여전히 여러 한계가 있습니다. 디스크 기계적 반응의 생물학적 변동성이 피험자 내·간에 커 해석을 복잡하게 하고, 젊고 무증상 집단에서도 규범 값을 확립하기 어렵습니다156,159,179,184. 특히 요추에서 해부학적으로 가장 변동성이 큰 L5–S1 디스크는 다른 레벨의 경향에서 자주 벗어납니다156. 연령이나 디스크 레벨로 정규화해도 연구 간 경향이 일관되지 않고 결론이 모호합니다. 증상자 코호트 연구가 적고 표본 크기가 작아 일반화가 어렵습니다. 또한 영상 강도(T1·T2 가중 등), 자장 강도(0.5–3.0 T), 면 내 해상도, 슬라이스 두께 차이 등 기술적 변동성으로 연구 간 비교가 어렵습니다. 계산적으로는 분할(segmentation)과 정합(registration)을 위한 반복 영상이 필요하며, 수동 방법은 노동 집약적이고 자동 분할 기법이 개발 중입니다33,185,186. 변형 추정을 위한 정합 방법은 유망하지만 생체 내·시체 실험에서 여전히 개발 중이며 검증이 필요합니다156,169,187,188.

MRI – 척추 근육 역학 MRI는 운동 후 유체 유입으로 인한 근육 크기 증가와 신호 강도 상승을 통해 근육 활성화를 간접적으로 검출합니다(Fig. 4c)189. 동맥 스핀 라벨링(ASL) 기법으로 근육 내 혈류 관류 증가를 측정했으나 병리와의 변화는 미미합니다190,191. 굴곡·신전 과제는 다열근과 척추기립근의 단면적과 신호 강도를 증가시켜 활동 중 모집을 확인합니다192,193,194. MRI는 또한 병리 상태에서 근육 기능을 평가하는 데 사용되며, 수술 후 요통 환자에서 근육 면적 감소와 신호 강도 저하를 ‘활성화 저하’로 해석합니다193. 그러나 연구 간 결과가 일관되지 않고 증상자 표본이 작으며, MRI 신호 강도는 척추 근육 활동의 간접 지표로만 간주해야 합니다.

MRI – 전망 MRI 기반 디스크와 근육 역학 평가를 발전시킬 의미 있는 기회가 여전히 많습니다. 지금까지 대부분 연구가 젊고 건강한 집단에 집중되었으므로, 앞으로는 연령 관련 변화와 요통 관련 병리적 변화를 구분하는 데 더 많은 주의가 필요합니다. 이러한 구분은 통증 유발 병리와 예상되는 노화를 분리하고 치료 목적의 영향력 있는 결과를 식별하는 데 필수적입니다. 직립 MRI는 자세 의존 통증과 비대칭 부하 평가에 잠재력을 가지지만 저자장과 낮은 해상도로 인해 임상 가치가 제한적이며, 광범위한 사용을 위해서는 이를 극복해야 합니다. 마지막으로 해부학 연구에서 디스크 퇴행·근육 위축·지방 침윤 간 상관관계가 확인되었으나59,195 디스크와 근육 간 기계적 상호작용은 아직 잘 알려지지 않았습니다. 인접 조직 간 기능적 관계를 명확히 하고 노화 및 요통에서 서로 미치는 영향을 규명하기 위한 병행 연구가 필요합니다.

자기공명 엘라스토그래피(MRE) 자기공명 엘라스토그래피(MRE)는 연조직 기계적 특성을 정량화하는 MRI 기반 기술입니다196,197. MRE에서는 조화 기계 진동을 가해 관심 영역 내 전단파(shear wave)를 전파시킵니다. 특수 펄스 시퀀스가 운동 인코딩 기울기를 사용하여 파동 유발 변위를 MR 신호 위상으로 매핑하고, 진동 주기 동안 반복 샘플링하여 전단파 전파의 시간 분해 영상을 생성합니다. 전단파 거동은 조직 재료 특성을 반영합니다: 강한 조직은 파를 더 빠르게 전달해 파장이 길어지고, 점성 조직은 파 진폭을 감쇠시킵니다. 이러한 역학은 복소 전단 계수(complex shear modulus)로 표현되며, 실수부(저장 계수)는 탄성을, 허수부(손실 계수)는 점성을 나타냅니다198. 연구에서는 주파수 분석으로 전단파 속도(m/s) 또는 전단 계수(kPa, 흔히 전단 강성이라 함)를 계산하며, 값이 클수록 강성이 높습니다199,200. 이러한 측정은 조직 기계적 특성의 정량적·공간 분해 맵을 생성하여 비침습적 생역학 평가의 강력한 도구로 자리 잡았습니다.

MRE는 1995년에 처음 개발되었고196, 높은 민감도와 특이도로 간 섬유화 및 만성 질환 진단·병기 판정의 표준 도구가 되었습니다201. 이후 유방, 뇌 등 다른 장기로 확대되어 조직 역학의 병리 변화와 치료 반응 민감도가 진단 가치를 제공합니다202,203,204. 모든 MRE 적용의 핵심 구성 요소는 동일합니다: 전단 변형 또는 파동을 생성하는 조직 진동, 특수 위상 대비 MRI 시퀀스로 파동 변위 영상화, 계산 ‘역산 알고리즘(inversion algorithm)’으로 기계적 특성 추정198,204. 실제로는 각 조직의 해부학·기하학·기계적 거동 차이를 고려해 구성 요소를 맞춤 최적화하여 척추 조직 적용 시 신뢰성 있고 유용한 결과를 얻습니다.

MRE – 추간판 역학 디스크의 초기 생체 내 MRE 연구(Fig. 4d)는 타당성과 반복성을 입증했으나205,206 퇴행과의 경향이 일관되지 않았습니다207: 한 연구에서는 Pfirrmann 점수 범위가 다른 피험자에서 퇴행이 심할수록 강성이 증가했다고 보고한 반면, 다른 연구에서는 반대로 퇴행 시 강성이 감소한다고 하여 다른 연구들172,208과 더 일치합니다. 이러한 불일치는 방법론 차이(액추에이터 설계, 영상 시퀀스, 역산 알고리즘 등) 때문일 수 있으며, 건강한 NP 전단 계수 값도 연구마다 ~6~26 kPa로 크게 변동합니다205,206,209. 최근 전단파 속도 보고는 비교적 일관되게 ~2–3 m/s(조직 계수 ~1–10 kPa에 해당)입니다199,208. 주목할 점은 MRE로 보고된 생체 내 전단 계수 범위가 체외 기계적 검사(수십~수백 kPa)보다 훨씬 낮다는 것입니다128,210,211,212,213.

이 변동성과 체외 데이터 불일치는 디스크 크기가 작고 상대적으로 강해 파장이 디스크 크기보다 커지며, 척추체 사이에 갇힌 경계 조건 때문입니다. MRE가 조직 내 파장의 일부만 포착할 때 현재 역산 알고리즘은 실제 강성을 과소평가하는 경향이 있어, 생체 내 디스크 MRE 불일치의 주요 원인으로 보입니다. 이러한 한계를 극복하기 위해 방법론 개선이 필요합니다. 진동 주파수를 높이면 파장이 짧아져 특성 추정이 개선되며 체외 디스크 표본에서 더 나은 일치를 보였으나214,215, 고주파는 감쇠가 커 생체 내(특히 여러 조직을 거쳐 디스크에 전달해야 하는 디스크 MRE)에서는 달성하기 어렵습니다.

MRE 결과를 예상 기계적 특성과 검증하는 것은 필수적이지만 어렵습니다. 체외 기계 연구는 조직 환경과 경계 조건을 변화시켜 겉보기 특성을 바꾸고, MRE와 유사한 기계적 체제(동일 구동 주파수의 동적 전단 검사)로 거의 수행되지 않기 때문에 생체 내·체외 측정이 직접 일치하기는 어렵습니다. 한 가지 방법은 체외 조직에 MRE를 적용해 생체 내 MRE와 비교하는 것으로172,216 더 잘 맞는 비교가 가능하고 프로토콜 개선에도 도움이 됩니다.

MRE – 척추 근육 역학 디스크와 달리 MRE는 근육 적용에서 더 발전했습니다. 사지 근육 초기 연구는 활동과 다양한 병리에 대한 근육의 기능적 반응을 보여주었으며217,218,219,220, 척추 근육 MRE 타당성은 2010년대에 확립되었습니다221,222. 연구 전반에서 근육 강성은 비교적 일관되며, 척추주변근(paraspinal muscles)은 보통 1.5–2.0 kPa, 요근은 1.0–3.0 kPa 범위입니다221,223,224. 특히 척추 근육 MRE는 생리적 변화에 민감합니다(Fig. 4e): 신전과 수축 시 강성이 증가하고, 키네시오 테이핑 후 감소하며, 운동 후 동적으로 변동하다가 기저로 돌아옵니다225,226,227. 이러한 반응성은 기능적 유용성을 보여주며, MRE가 생체 내 개입과 재활 결과를 추적할 수 있음을 시사합니다.

영상 시퀀스 맞춤222과 더 편안한 액추에이터223 같은 기술 발전으로 척추 근육 MRE가 개선되었습니다. 그러나 재현성은 근육 그룹과 프로토콜에 따라 다르며, 척추주변근이 요근보다 일관된 결과를 보입니다(요근은 진동 전달이 더 어렵기 때문)228. 정렬된 근육 섬유는 이방성(방향 의존) 조직 특성을 유발하므로 전통적인 등방성 가정이 재료 특성 계산 정확도를 떨어뜨리며, 역산 접근법 발전으로 개선되었습니다229. 그러나 MRE 평가는 이방성 재료 특성을 포착할 충분한 역산 알고리즘이 부족한 상태이며, 개선된 알고리즘은 측정 불확실성을 줄이고 부하 하 기능 반응 해석을 향상시킬 것입니다230,231,232,233.

MRE – 전망 MRE는 한 번에 여러 조직을 포착하는 넓은 시야, 깊은 조직 민감도, USE보다 낮은 시술자 의존성으로 척추 영상 발전에 강력한 잠재력을 보입니다. 또한 다른 MRI 기법(T2 매핑, 확산 텐서 영상, 부하 MRI)과의 호환성으로 메커니즘 해석이 강화됩니다. 합의 프로토콜은 아직 미성숙하나 방법론 개선이 빠르게 진행 중입니다. 환자 편의성을 극대화하면서 다양한 체형을 수용할 기계 액추에이터 설계가 필요합니다. 근육 적용에서는 길쭉한 척추 근육 전반에 고공간 해상도를 달성하고 이방성 재료 특성 평가를 위한 개선된 역산 알고리즘과 결합할 수 있는 획득 프로토콜이 더 정확하고 신뢰성 있으며 유용한 측정을 제공할 것입니다. 디스크에서는 조직 전체 파장을 줄이기 위한 고주파 진동과 디스크 기하학에 특화된 고급 역산 알고리즘이 정확한 기계적 특성 추정을 위해 필요합니다. 표면 적용으로 깊은 조직을 진동시키는 기존 기계 액추에이터는 점성 효과와 감쇠에 취약하며, 1000 Hz 정도의 고주파 달성을 위해서는 바늘 드라이버234나 음향 방사력 여기235 같은 독특하고 잠재적으로 반침습적 접근이 필요할 수 있습니다.

척추 조직 MRE 기계적 특성 해석 시 중요한 점은 모든 측정이 작은 변형 영역(small strain regime)에서 선형 점탄성 재료 거동을 가정한다는 것입니다. 이는 생체 내 생리적 부하의 큰 변형 거동과 다를 수 있으며(재료 비선형성 때문)213, 다른 장기에서는 이를 기계 모델링에 스케일링하는 예가 있습니다236,237.

척추 조직의 정확한 기계적 특성을 MRE로 얻는 데 많은 도전이 있지만, 결과는 특히 조직의 구조적 무결성과 건강을 추론하는 임상 적용에서 여전히 유용합니다. 이 맥락에서 척추 MRE를 확립하려는 미래 연구는 더 크고 다양한 코호트, 증상자 집단 연구, 치료 효과 평가를 위한 종단적 개입이 필요합니다. 부하나 재활 중 조직 반응 평가 같은 동적 적용은 기능적 통찰을 더욱 확대하고 임상적으로 의미 있는 측정을 제공할 수 있습니다. 지속적인 기술적 도전에도 불구하고 현재 발전은 척추 MRE의 타당성을 강조하고, 진단 개선·치료 모니터링·생체 내 척추 생역학 이해 발전에 대한 잠재력을 보여줍니다.

Discussion and conclusions

This review highlights extensive progress in the development of noninvasive imaging techniques for quantifying in vivo lumbar spinal tissue mechanics and mechanical properties, with each of radiography, ultrasound, ultrasound elastography, magnetic resonance imaging, and magnetic resonance elastography offering distinct advantages and limitations. Radiography remains foundational for bony assessment and indirect disc kinematics but provides limited insight into soft tissues. USI and USE offer portability, safety, and sensitivity to functional changes, particularly in lumbar muscles, though challenges with standardization, operator dependence, and penetration depth remain. MRI has provided the most comprehensive assessments of both disc and muscle structure and mechanics, including diurnal loading, postural changes, and exercise responses, but findings remain limited by the constraints of the MRI bore to allowing full range of motions, biological variability, small sample sizes, and technical heterogeneity. MRE has shown promise for quantifying muscle mechanics, with sufficient reproducibility to justify clinical translation, though disc MRE continues to face methodological barriers.

Despite these imaging advances, a critical gap remains: distinguishing age-related changes from pathological alterations associated with LBP. Both discs and muscles undergo degeneration with age, yet correlations with symptoms are inconsistent, and current imaging cannot reliably separate expected aging from pain-inducing pathology. Progress will require carefully designed studies that integrate functional measures, eval‎uate symptomatic populations, and account for age, sex, and spinal-level dependence. Moreover, clarifying the interplay between disc and muscle health, particularly whether degeneration in one accelerates dysfunction in the other, will be essential for identifying causal mechanisms and guiding therapeutic interventions.

Although this review focused on the lumbar spine and LBP, the same approaches are highly relevant to the cervical spine and neck pain. Neck pain is the second most common musculoskeletal disorder worldwide and ranks fifth on the Global Burden of Disease list of disabling conditions35,36. As with LBP, specific causes are often difficult to identify, making idiopathic neck pain a particularly impactful condition worldwide. Advances in in vivo assessment of spinal tissue mechanics hold promise for improving the diagnosis and treatment of idiopathic neck pain as well.

The next major opportunity lies in combining imaging-derived mechanical biomarkers with clinical and behavioral data using advanced computational approaches. Machine learning and artificial intelligence (AI) have the potential to integrate high-dimensional imaging outputs (e.g., strain maps, stiffness estimates, signal intensity patterns) with patient-specific demographic, clinical, and outcome data to improve diagnostic specificity, predict progression, and guide personalized treatment. Automated segmentation, strain quantification, and multimodal data fusion are already showing potential to overcome technical barriers and improve reproducibility. Ultimately, linking in vivo spinal mechanics with clinical outcomes through machine learning could transform spine care—moving from descriptive imaging toward predictive, mechanistically informed diagnosis and treatment.

논의와 결론

이 리뷰는 방사선촬영, 초음파, 초음파 엘라스토그래피, 자기공명영상, 자기공명 엘라스토그래피 각각이 뚜렷한 장점과 한계를 가지며, 생체 내 요추 척추 조직 역학과 기계적 특성을 정량화하기 위한 비침습적 영상 기술 개발에서 상당한 진척이 있었음을 강조합니다. 방사선촬영은 뼈 평가와 간접적 디스크 운동학에서 여전히 기초적 역할을 하지만 연조직에 대한 통찰은 제한적입니다. 초음파 영상(USI)과 초음파 엘라스토그래피(USE)는 휴대성, 안전성, 특히 요추 근육의 기능적 변화에 대한 민감도를 제공하나 표준화 부족, 시술자 의존성, 침투 깊이 한계가 남아 있습니다. 자기공명영상(MRI)은 디스크와 근육의 구조 및 역학에 대해 가장 포괄적인 평가(일간 부하, 자세 변화, 운동 반응 포함)를 제공했으나 MRI 보어의 제한으로 인한 완전한 운동 범위 부족, 생물학적 변동성, 작은 표본 크기, 기술적 이질성으로 인해 결과가 제한적입니다. 자기공명 엘라스토그래피(MRE)는 근육 역학 정량화에서 충분한 재현성을 보여 임상 적용이 정당화되지만, 디스크 MRE는 여전히 방법론적 장벽에 직면해 있습니다.

이러한 영상 발전에도 불구하고 중요한 격차가 여전히 존재합니다: 노화 관련 변화와 요통 관련 병리적 변화를 구분하는 문제입니다. 디스크와 근육 모두 노화와 함께 퇴행하지만 증상과의 상관관계는 일관되지 않으며, 현재 영상으로는 예상되는 노화와 통증 유발 병리를 신뢰성 있게 분리할 수 없습니다. 앞으로는 기능적 측정을 통합하고 증상자 집단을 평가하며 연령·성별·척추 레벨 의존성을 고려한 신중하게 설계된 연구가 필요합니다. 또한 디스크와 근육 건강 간 상호작용(특히 한쪽의 퇴행이 다른 쪽 기능 장애를 가속화하는지)을 명확히 하는 것이 인과 메커니즘을 밝히고 치료 중재를 안내하는 데 필수적입니다.

본 리뷰는 요추와 요통에 초점을 맞췄으나, 동일한 접근법은 경추와 목 통증에도 매우 관련이 있습니다. 목 통증은 전 세계적으로 두 번째로 흔한 근골격계 질환으로, 장애 유발 질환 글로벌 부담 순위에서 5위를 차지합니다35,36. 요통과 마찬가지로 구체적 원인을 밝히기 어려워 특발성 목 통증은 전 세계적으로 특히 큰 영향을 미치는 질환입니다. 척추 조직 역학의 생체 내 평가 발전은 특발성 목 통증의 진단과 치료 개선에도 큰 잠재력을 가지고 있습니다.

다음 주요 기회는 영상 유래 기계적 바이오마커를 임상·행동 데이터와 결합하는 고급 계산 접근법에 있습니다. 머신러닝과 인공지능(AI)은 변형 맵, 강성 추정치, 신호 강도 패턴 같은 고차원 영상 출력과 환자 특이적 인구통계학적·임상적·결과 데이터를 통합하여 진단 특이도를 높이고, 진행을 예측하며, 개인화된 치료를 안내할 잠재력을 가지고 있습니다. 자동 분할, 변형 정량화, 다중 모달 데이터 융합은 이미 기술적 장벽을 극복하고 재현성을 높이는 데 가능성을 보여주고 있습니다. 궁극적으로 생체 내 척추 역학과 임상 결과를 머신러닝으로 연결하면 척추 치료를 근본적으로 바꿀 수 있습니다 — 단순 기술적 영상에서 예측적·메커니즘 기반 진단과 치료로 전환하는 것입니다.

References

1.  
2.  
3.  
4.  
5.  
6.  
7.  
8.  
9.  
10.