引用本文： 徐炎安, 蔣電明. 多孔鉭理化/生物學特性及其在脊柱外科的應用進展. 中國修復重建外科雜志, 2016, 30(6): 781-784. doi: 10.7507/1002-1892.20160159 復制
傳統骨科植入物主要以不銹鋼、鈦合金、鈷鉻合金和陶瓷等材料為主，臨床應用發現以上材料均存在一定不足，如孔隙率低、彈性模量高、表面摩擦系數低等，影響了植入物使用壽命，并可導致一系列并發癥。近年出現的多孔鉭克服了上述材料不足，由該材料制備的植入物已逐漸用于骨科疾病的治療。現就多孔鉭制造工藝、理化性質、生物學特性及其在脊柱外科中的應用進展作一綜述。
1 制造工藝及理化性質
目前多孔鉭制作方法主要有3種：第1種為美國Zimmer公司提出的以碳骨架為支撐，采用化學氣相沉積/滲透技術制作而成[1]。該方法生產的多孔鉭孔徑為400～600 μm，孔隙率為75%～80%，其形狀及機械性能主要與碳骨架及鉭涂層厚度有關[2]。第2種為重慶潤澤醫藥公司聯合多所科研院校提出的泡沫浸漬法和粉末冶金技術[3]。該方法生產的多孔鉭孔徑為300～600 μm，孔隙率為40%～80%。第3種為Zhou等[4]報道的采用1 800℃熱處理鉭顆粒和氯化鈉顆粒，然后再進行循環洗滌的方法。該方法生產的多孔鉭孔徑為100～400 μm，但孔隙率未報道。
研究表明，固態鉭彈性模量相對較高，約為185?GPa，加工成多孔鉭后彈性模量顯著降低（約為3?GPa），介于松質骨（0.1～0.5 GPa）和皮質骨（12～18 GPa）之間，低于鈦合金（110 GPa）和鈷鉻合金（220 GPa）。低彈性模量材料能有效降低應力遮擋，有利于骨重塑[5]。多孔鉭的彈性模量與軟骨下骨相似，但其強度卻是后者的10倍。同時，多孔鉭孔隙率高達75%～80%[5]，顯著高于多孔鈦合金（30%～70%）及多孔鈦鎳（63%～68%）材料[6]。Zhang等[7]通過比較多孔鉭、皮質骨及松質骨的表面摩擦系數，發現多孔鉭表面摩擦系數明顯高于兩種自體骨組織；提示與自體骨相比，多孔鉭能提供更好的初始穩定性。
2 生物學特性
2.1 生物相容性
鉭不僅對人體無害，還有利于骨骼細胞附著其生長。Matsuno等[8]將鉭絲植入鼠腹部皮下和股骨髓腔內，4周后鉭絲表現出優良抗腐蝕性，無分解發生，植入物周圍無炎性反應，且硬組織學檢測發現植入物周圍有新骨形成，證實鉭具有良好生物相容性。大量基礎實驗表明，各種細胞均可在鉭金屬上培養、增殖及分化[9-11]。Bergemann等[12]報道多孔鉭能為成骨細胞提供合適的微環境，有利于細胞附著、繁殖、分化以及礦化。Sagomonyants等[11]研究發現，與鈦纖維網格和組織培養皿相比，人原代成骨細胞在多孔鉭上增殖速度顯著增加，而且多孔鉭能顯著促進老年女性原代成骨細胞增殖及分化。Sagomonyants等[11]認為由于多孔鉭這一獨特的生物相容性，其更適用于絕經后女性及骨質疏松患者。Jonitz等[9]將人原代成骨細胞種植于具有三維結構（高10?mm、直徑26?mm）的多孔鉭模型，觀察發現盡管模型中心氧濃度明顯低于外周，pH值亦較低，但原代成骨細胞仍能爬行至模型中心并增殖、分化。
2.2 骨整合作用
由于多孔鉭良好的生物相容性及三維多孔結構，骨組織能長入多孔鉭內部，有研究者將這一現象稱為骨整合作用[13-14]。由于具有骨整合作用，與其他低孔隙率多孔材料相比，多孔鉭界面剪切力顯著增強，因此采用多孔鉭制備的植入物可以堅強固定于骨組織中[15]。體內實驗發現骨長入范圍對多孔鉭植入物的穩定性至關重要，而骨長入范圍主要受孔徑和孔隙率影響。材料孔徑在150～1?000?μm時有利于骨長入[16]，孔徑 > 300 μm時有利于血管化骨組織形成[17]，而孔徑在50～150 μm時僅有類骨樣組織長入，孔徑<50 μm時僅能形成纖維組織[18]。孔徑太小限制了外部體液以及骨誘導蛋白的流入，從而阻止骨長入[19]。在孔隙率相同情況下，孔徑分別為430?μm與650 μm的多孔鉭骨長入范圍無顯著差異[15]。
2.3 抗感染性
Tokarski等[20]回顧分析了966例髖關節翻修患者臨床資料，發現鉭髖臼假體組失敗率明顯低于鈦髖臼假體組，且因感染需翻修的患者中使用鉭髖臼假體者明顯少于使用鈦髖臼假體者，提示鉭具有抗感染性。分析原因可能有以下三方面：第一，鉭具有良好生物相容性，成骨細胞能在其表面增殖和整合，徹底消滅假體與骨面之間的死腔，從而防止感染微生物的附著；第二，鉭三維結構不利于感染微生物的附著和增殖；第三，鉭作為一種生物材料，很可能攜帶某種電荷或者具有特殊表面特征，這些特點決定其具有抗感染性。但該研究為單中心回顧性研究，鉭抗感染性及其相關機制還有待進一步研究證實。
3 多孔鉭在脊柱外科中的應用進展
2003年，有研究者[21]首次報道將不同的多孔鉭椎間融合器用于頸椎融合術中，結果發現不論采用多孔鉭環聯合自體骨移植或多孔鉭塊，患者術后融合率均達100%，效果優于單純自體骨移植。Barnes等[22]也發現，頸椎融合術中采用多孔鉭椎間融合器聯合鋼板固定的融合率優于自體髂骨聯合鋼板。Schoettle等[23]研究發現，前路鋼板聯合多孔鉭椎間融合器的融合率與其聯合同種異體骨移植相似。Fernández-Fairen等[24]通過回顧性分析發現，與自體髂骨移植聯合鋼板行頸椎融合術相比，單純使用多孔鉭椎間融合器費用低、效果好、并發癥少。
雖然多孔鉭椎間融合器已逐漸運用于臨床，尤其在治療單一節段退行性頸椎間盤疾病方面取得了較好臨床效果，但在頸椎融合率方面仍存在較大爭議。Kasliwal等[25]進行了一項多中心前瞻性隨機對照試驗，比較多孔鉭環聯合自體髂骨移植、多孔鉭塊以及單純自體髂骨移植治療單一節段退行性頸椎間盤疾病的臨床效果以及融合率。通過長達2年的隨訪發現，無論是多孔鉭環聯合自體髂骨移植還是多孔鉭塊，術后融合率均明顯低于單純自體髂骨移植。L?fgren等[26]也得出類似結論，單獨使用多孔鉭椎間融合器的融合率明顯低于三面皮質骨自體髂骨移植，但高于碳纖維椎間融合器。L?fgren等認為多孔鉭椎間融合器需與前路鋼板聯合使用，通過前路鋼板固定提高脊柱初始穩定性，這是達到融合的關鍵因素。Kasliwal等[25]報道5例使用多孔鉭椎間融合器患者在隨訪1年內出現椎間融合器碎裂現象，他們認為椎間融合器碎裂主要與脊柱未融合，長時間負重疲勞有關。其中2例患者進行翻修術，通過對取出的多孔鉭椎間融合器檢測發現，大量纖維組織長入椎間融合器內，尤其在下方，但前、后方僅有少量骨組織長入。
目前，多孔鉭椎間融合器也逐漸運用到腰椎疾病中，并取得了較好療效。美國Zimmer公司生產的骨小梁金屬（TM）椎間融合器為臨床常用的多孔鉭椎間融合器，其首先用于經前路腰椎融合術。Matejka等[27]對40例單節段或雙節段退行性腰椎間盤突出患者使用TM椎間融合器經前路椎間融合并同時行后外側固定以達到360°融合，隨訪發現68%患者達到高質量的全方位融合，71%達到后外側融合，骨與椎間融合器界面無溶骨現象發生，僅3例發生椎間融合器下沉，但均未出現臨床癥狀。Molloy等[28]通過大樣本回顧性隊列研究發現，采用TM椎間融合器行經前路椎間融合聯合后外側固定治療退行性腰椎疾病安全有效，臨床效果顯著。Malloy等[29]使用TM椎間融合器對50例患者行經后路椎間融合術，術后1年融合率為96%，2年融合率為100%。H?y等[30]比較了經椎間孔TM椎間融合器融合術與后外側固定融合術療效，結果顯示兩者術后2年融合率相當，但前者手術時間及術中出血量高于后者。Lequin等[31]通過回顧性研究椎間盤突出癥復發患者臨床資料，發現對無脊柱不穩的患者單獨使用TM椎間融合器行經后路椎間融合術，臨床效果確切，隨訪1年7.5%患者出現椎間融合器下沉，但無臨床癥狀。盡管未發生椎間融合器脫出，但X線片顯示1例出現不穩，故單獨使用TM椎間融合器的療效與并發癥還需更長時間隨訪觀察，因此Lequin等建議TM椎間融合器聯合螺釘固定以達到早期穩定。
4 多孔鉭的表面修飾
良好的骨科植入物需要滿足提供早期穩定性，以利于早期功能鍛煉的要求。多孔鉭雖具有良好的生物相容性及骨整合作用，但臨床應用多孔鉭椎間融合器行頸椎融合術的融合率較低，提示其骨整合作用未達到臨床需求。為此仍需對多孔鉭材料表面進行修飾，以提高植入物與骨面間的黏附性能，促進骨長入，以獲得早期穩定性。目前主要有3種修飾方法：磷酸鈣仿生涂層、陽極氧化以及表面功能化。
4.1 磷酸鈣仿生涂層
磷酸鈣具有強骨誘導性，能促進骨長入。活化-OH是形成磷酸鈣涂層必要條件，堿熱處理方法常用于處理不同金屬以在其表面形成活性-OH。Miyazaki等[32]首次將堿熱處理方法用于鉭金屬表面修飾，研究發現經堿熱處理的鉭材料比未經處理的更容易形成磷酸鈣涂層。Barrère等[33]采用仿生學方法獲得磷酸鈣涂層，首先將金屬材料浸入5倍濃度的模擬體液中，以獲得一層致密而無定型的磷酸鈣種子層，再將其浸入過飽和磷酸鈣溶液中獲得磷酸鈣晶體層。該方法可以在鉭材料表面獲得厚度約為30 μm的涂層。經動物實驗證實，有磷酸鈣涂層的多孔鉭與無涂層材料相比骨長入更快，骨長入率顯著增高[33]。
4.2 陽極氧化
實驗證實[34]將多孔鉭放入氟化氫或硫酸電解液中，通過電化學處理，可以在多孔鉭表面獲得含納米級微孔的五氧化二鉭層，其微孔直徑為5～35?nm，氧化層厚度約為400 nm。微孔直徑、分布、氧化層厚度與電解質的濃度、陽極氧化時間、氧化電壓有關。經過陽極氧化處理的多孔鉭材料不僅抗腐蝕能力顯著增強，而且能夠顯著增加蛋白吸附、細胞擴散與增殖，從而提高多孔鉭的生物相容性。
4.3 表面功能化
Guo等[35]報道將生物活性成分阿霉素提前浸入甲基化膠原中，利用靜電作用，使帶有負電荷的三聚物與帶有正電荷的甲基化膠原相互作用，從而使阿霉素被包封于多孔鉭表面形成的膜中，阿霉素因此可在多孔鉭表面持續釋放約30 d。藥物的釋放速度可以通過調整甲基化膠原、透明質酸以及三聚物的濃度來實現，而阿霉素的持續釋放可以有效抑制軟骨肉瘤細胞的增殖。通過表面功能化可明顯增強多孔鉭生物相容性，擴展其臨床用途。
5 總結
多孔鉭不僅具有與人體松質骨相近的多孔結構和機械性能，而且具有比鈦合金更強的生物相容性，更小的細胞毒性。多孔鉭高表面摩擦系數和優越的骨整合能力不僅能夠提供植入物的早期穩定，而且能夠達到骨與植入物合為一體的永久穩定。盡管多孔鉭相關產品已廣泛運用于骨科各領域，但在脊柱外科尤其是在頸椎的運用還具有一定爭議。目前多孔鉭在脊柱外科中運用的樣本量較少，隨訪時間相對較短，需要多中心前瞻性隨機對照研究以及更長隨訪時間來判定多孔鉭在脊柱中的應用價值。對多孔鉭材料表面修飾的研究有望進一步提高其生物相容性，擴展臨床用途。
傳統骨科植入物主要以不銹鋼、鈦合金、鈷鉻合金和陶瓷等材料為主，臨床應用發現以上材料均存在一定不足，如孔隙率低、彈性模量高、表面摩擦系數低等，影響了植入物使用壽命，并可導致一系列并發癥。近年出現的多孔鉭克服了上述材料不足，由該材料制備的植入物已逐漸用于骨科疾病的治療。現就多孔鉭制造工藝、理化性質、生物學特性及其在脊柱外科中的應用進展作一綜述。
1 制造工藝及理化性質
目前多孔鉭制作方法主要有3種：第1種為美國Zimmer公司提出的以碳骨架為支撐，采用化學氣相沉積/滲透技術制作而成[1]。該方法生產的多孔鉭孔徑為400～600 μm，孔隙率為75%～80%，其形狀及機械性能主要與碳骨架及鉭涂層厚度有關[2]。第2種為重慶潤澤醫藥公司聯合多所科研院校提出的泡沫浸漬法和粉末冶金技術[3]。該方法生產的多孔鉭孔徑為300～600 μm，孔隙率為40%～80%。第3種為Zhou等[4]報道的采用1 800℃熱處理鉭顆粒和氯化鈉顆粒，然后再進行循環洗滌的方法。該方法生產的多孔鉭孔徑為100～400 μm，但孔隙率未報道。
研究表明，固態鉭彈性模量相對較高，約為185?GPa，加工成多孔鉭后彈性模量顯著降低（約為3?GPa），介于松質骨（0.1～0.5 GPa）和皮質骨（12～18 GPa）之間，低于鈦合金（110 GPa）和鈷鉻合金（220 GPa）。低彈性模量材料能有效降低應力遮擋，有利于骨重塑[5]。多孔鉭的彈性模量與軟骨下骨相似，但其強度卻是后者的10倍。同時，多孔鉭孔隙率高達75%～80%[5]，顯著高于多孔鈦合金（30%～70%）及多孔鈦鎳（63%～68%）材料[6]。Zhang等[7]通過比較多孔鉭、皮質骨及松質骨的表面摩擦系數，發現多孔鉭表面摩擦系數明顯高于兩種自體骨組織；提示與自體骨相比，多孔鉭能提供更好的初始穩定性。
2 生物學特性
2.1 生物相容性
鉭不僅對人體無害，還有利于骨骼細胞附著其生長。Matsuno等[8]將鉭絲植入鼠腹部皮下和股骨髓腔內，4周后鉭絲表現出優良抗腐蝕性，無分解發生，植入物周圍無炎性反應，且硬組織學檢測發現植入物周圍有新骨形成，證實鉭具有良好生物相容性。大量基礎實驗表明，各種細胞均可在鉭金屬上培養、增殖及分化[9-11]。Bergemann等[12]報道多孔鉭能為成骨細胞提供合適的微環境，有利于細胞附著、繁殖、分化以及礦化。Sagomonyants等[11]研究發現，與鈦纖維網格和組織培養皿相比，人原代成骨細胞在多孔鉭上增殖速度顯著增加，而且多孔鉭能顯著促進老年女性原代成骨細胞增殖及分化。Sagomonyants等[11]認為由于多孔鉭這一獨特的生物相容性，其更適用于絕經后女性及骨質疏松患者。Jonitz等[9]將人原代成骨細胞種植于具有三維結構（高10?mm、直徑26?mm）的多孔鉭模型，觀察發現盡管模型中心氧濃度明顯低于外周，pH值亦較低，但原代成骨細胞仍能爬行至模型中心并增殖、分化。
2.2 骨整合作用
由于多孔鉭良好的生物相容性及三維多孔結構，骨組織能長入多孔鉭內部，有研究者將這一現象稱為骨整合作用[13-14]。由于具有骨整合作用，與其他低孔隙率多孔材料相比，多孔鉭界面剪切力顯著增強，因此采用多孔鉭制備的植入物可以堅強固定于骨組織中[15]。體內實驗發現骨長入范圍對多孔鉭植入物的穩定性至關重要，而骨長入范圍主要受孔徑和孔隙率影響。材料孔徑在150～1?000?μm時有利于骨長入[16]，孔徑 > 300 μm時有利于血管化骨組織形成[17]，而孔徑在50～150 μm時僅有類骨樣組織長入，孔徑<50 μm時僅能形成纖維組織[18]。孔徑太小限制了外部體液以及骨誘導蛋白的流入，從而阻止骨長入[19]。在孔隙率相同情況下，孔徑分別為430?μm與650 μm的多孔鉭骨長入范圍無顯著差異[15]。
2.3 抗感染性
Tokarski等[20]回顧分析了966例髖關節翻修患者臨床資料，發現鉭髖臼假體組失敗率明顯低于鈦髖臼假體組，且因感染需翻修的患者中使用鉭髖臼假體者明顯少于使用鈦髖臼假體者，提示鉭具有抗感染性。分析原因可能有以下三方面：第一，鉭具有良好生物相容性，成骨細胞能在其表面增殖和整合，徹底消滅假體與骨面之間的死腔，從而防止感染微生物的附著；第二，鉭三維結構不利于感染微生物的附著和增殖；第三，鉭作為一種生物材料，很可能攜帶某種電荷或者具有特殊表面特征，這些特點決定其具有抗感染性。但該研究為單中心回顧性研究，鉭抗感染性及其相關機制還有待進一步研究證實。
3 多孔鉭在脊柱外科中的應用進展
2003年，有研究者[21]首次報道將不同的多孔鉭椎間融合器用于頸椎融合術中，結果發現不論采用多孔鉭環聯合自體骨移植或多孔鉭塊，患者術后融合率均達100%，效果優于單純自體骨移植。Barnes等[22]也發現，頸椎融合術中采用多孔鉭椎間融合器聯合鋼板固定的融合率優于自體髂骨聯合鋼板。Schoettle等[23]研究發現，前路鋼板聯合多孔鉭椎間融合器的融合率與其聯合同種異體骨移植相似。Fernández-Fairen等[24]通過回顧性分析發現，與自體髂骨移植聯合鋼板行頸椎融合術相比，單純使用多孔鉭椎間融合器費用低、效果好、并發癥少。
雖然多孔鉭椎間融合器已逐漸運用于臨床，尤其在治療單一節段退行性頸椎間盤疾病方面取得了較好臨床效果，但在頸椎融合率方面仍存在較大爭議。Kasliwal等[25]進行了一項多中心前瞻性隨機對照試驗，比較多孔鉭環聯合自體髂骨移植、多孔鉭塊以及單純自體髂骨移植治療單一節段退行性頸椎間盤疾病的臨床效果以及融合率。通過長達2年的隨訪發現，無論是多孔鉭環聯合自體髂骨移植還是多孔鉭塊，術后融合率均明顯低于單純自體髂骨移植。L?fgren等[26]也得出類似結論，單獨使用多孔鉭椎間融合器的融合率明顯低于三面皮質骨自體髂骨移植，但高于碳纖維椎間融合器。L?fgren等認為多孔鉭椎間融合器需與前路鋼板聯合使用，通過前路鋼板固定提高脊柱初始穩定性，這是達到融合的關鍵因素。Kasliwal等[25]報道5例使用多孔鉭椎間融合器患者在隨訪1年內出現椎間融合器碎裂現象，他們認為椎間融合器碎裂主要與脊柱未融合，長時間負重疲勞有關。其中2例患者進行翻修術，通過對取出的多孔鉭椎間融合器檢測發現，大量纖維組織長入椎間融合器內，尤其在下方，但前、后方僅有少量骨組織長入。
目前，多孔鉭椎間融合器也逐漸運用到腰椎疾病中，并取得了較好療效。美國Zimmer公司生產的骨小梁金屬（TM）椎間融合器為臨床常用的多孔鉭椎間融合器，其首先用于經前路腰椎融合術。Matejka等[27]對40例單節段或雙節段退行性腰椎間盤突出患者使用TM椎間融合器經前路椎間融合并同時行后外側固定以達到360°融合，隨訪發現68%患者達到高質量的全方位融合，71%達到后外側融合，骨與椎間融合器界面無溶骨現象發生，僅3例發生椎間融合器下沉，但均未出現臨床癥狀。Molloy等[28]通過大樣本回顧性隊列研究發現，采用TM椎間融合器行經前路椎間融合聯合后外側固定治療退行性腰椎疾病安全有效，臨床效果顯著。Malloy等[29]使用TM椎間融合器對50例患者行經后路椎間融合術，術后1年融合率為96%，2年融合率為100%。H?y等[30]比較了經椎間孔TM椎間融合器融合術與后外側固定融合術療效，結果顯示兩者術后2年融合率相當，但前者手術時間及術中出血量高于后者。Lequin等[31]通過回顧性研究椎間盤突出癥復發患者臨床資料，發現對無脊柱不穩的患者單獨使用TM椎間融合器行經后路椎間融合術，臨床效果確切，隨訪1年7.5%患者出現椎間融合器下沉，但無臨床癥狀。盡管未發生椎間融合器脫出，但X線片顯示1例出現不穩，故單獨使用TM椎間融合器的療效與并發癥還需更長時間隨訪觀察，因此Lequin等建議TM椎間融合器聯合螺釘固定以達到早期穩定。
4 多孔鉭的表面修飾
良好的骨科植入物需要滿足提供早期穩定性，以利于早期功能鍛煉的要求。多孔鉭雖具有良好的生物相容性及骨整合作用，但臨床應用多孔鉭椎間融合器行頸椎融合術的融合率較低，提示其骨整合作用未達到臨床需求。為此仍需對多孔鉭材料表面進行修飾，以提高植入物與骨面間的黏附性能，促進骨長入，以獲得早期穩定性。目前主要有3種修飾方法：磷酸鈣仿生涂層、陽極氧化以及表面功能化。
4.1 磷酸鈣仿生涂層
磷酸鈣具有強骨誘導性，能促進骨長入。活化-OH是形成磷酸鈣涂層必要條件，堿熱處理方法常用于處理不同金屬以在其表面形成活性-OH。Miyazaki等[32]首次將堿熱處理方法用于鉭金屬表面修飾，研究發現經堿熱處理的鉭材料比未經處理的更容易形成磷酸鈣涂層。Barrère等[33]采用仿生學方法獲得磷酸鈣涂層，首先將金屬材料浸入5倍濃度的模擬體液中，以獲得一層致密而無定型的磷酸鈣種子層，再將其浸入過飽和磷酸鈣溶液中獲得磷酸鈣晶體層。該方法可以在鉭材料表面獲得厚度約為30 μm的涂層。經動物實驗證實，有磷酸鈣涂層的多孔鉭與無涂層材料相比骨長入更快，骨長入率顯著增高[33]。
4.2 陽極氧化
實驗證實[34]將多孔鉭放入氟化氫或硫酸電解液中，通過電化學處理，可以在多孔鉭表面獲得含納米級微孔的五氧化二鉭層，其微孔直徑為5～35?nm，氧化層厚度約為400 nm。微孔直徑、分布、氧化層厚度與電解質的濃度、陽極氧化時間、氧化電壓有關。經過陽極氧化處理的多孔鉭材料不僅抗腐蝕能力顯著增強，而且能夠顯著增加蛋白吸附、細胞擴散與增殖，從而提高多孔鉭的生物相容性。
4.3 表面功能化
Guo等[35]報道將生物活性成分阿霉素提前浸入甲基化膠原中，利用靜電作用，使帶有負電荷的三聚物與帶有正電荷的甲基化膠原相互作用，從而使阿霉素被包封于多孔鉭表面形成的膜中，阿霉素因此可在多孔鉭表面持續釋放約30 d。藥物的釋放速度可以通過調整甲基化膠原、透明質酸以及三聚物的濃度來實現，而阿霉素的持續釋放可以有效抑制軟骨肉瘤細胞的增殖。通過表面功能化可明顯增強多孔鉭生物相容性，擴展其臨床用途。
5 總結
多孔鉭不僅具有與人體松質骨相近的多孔結構和機械性能，而且具有比鈦合金更強的生物相容性，更小的細胞毒性。多孔鉭高表面摩擦系數和優越的骨整合能力不僅能夠提供植入物的早期穩定，而且能夠達到骨與植入物合為一體的永久穩定。盡管多孔鉭相關產品已廣泛運用于骨科各領域，但在脊柱外科尤其是在頸椎的運用還具有一定爭議。目前多孔鉭在脊柱外科中運用的樣本量較少，隨訪時間相對較短，需要多中心前瞻性隨機對照研究以及更長隨訪時間來判定多孔鉭在脊柱中的應用價值。對多孔鉭材料表面修飾的研究有望進一步提高其生物相容性，擴展臨床用途。