Современные материалы для производства орбитальных имплантатов

Николаенко В.П., Астахов Ю.С.

Modern materials for production of orbital implants.

(Literary review)

V.P. Nickolaenko, Yu.S. Astahov

Municipal multi profile hospital № 2

St.–Petersburg State Medical University of I.P. Pavlov.

St.–Petersburg

Enucleating is accompanied approximately in 50% of cases by anophthalmic syndrome – complex of cosmetic defects, which are developed because of absence of eye globe or it’s substitute – orbital implant.

Thus, problem of full – bodied cosmetic rehabilitation of such patients is very actual.

Search of optimal material for series producing of cheap biocompatible and comfortable in work orbital implants is extremely significant medical and social and economical task.

Authors present literal data, reflecting positive and negative sides of various materials, used in production of orbital implants.

Несмотря на достижения современной офтальмологии, тяжелые заболевания и повреждения глаза нередко приводят к его слепоте, обезображиванию и удалению. Примерно в половине случаев энуклеация сопровождается развитием анофтальмического синдрома – комплекса косметических недостатков, вызванных отсутствием глазного яблока или заменяющего его орбитального имплантата [1,11]. В этой связи особую актуальность приобретает проблема полноценной косметической реабилитации этой категории пациентов.

Как известно, единственным способом профилактики и лечения анофтальмического синдрома является помещение в орбиту имплантата, восполняющего объем удаленного глазного яблока.

Начиная с 1885 г., для формирования постэнуклеационной культи использовались самые разные материалы, в том числе аутологичные дермо–жировые лоскуты [14,41]. Однако в настоящее время сфера их применения ограничивается заменой синтетических вкладышей, отторгающихся из тенонова пространства [17,35,73] или склеральной капсулы [14], а также расширением конъюнктивальной полости при ее рубцовом сокращении [18,41].

Также резко сузились рамки использования аллогенных тканей, что объясняется ограниченным числом потенциальных доноров и необходимостью дорогостоящего тестирования на трансмиссивные заболевания – сифилис, СПИД, гепатиты, бешенство, туберкулез, болезнь Крейцфельда – Якоби. Кроме того, сложной проблемой является правильная консервация и хранение заготовленного материала, его типирование по системе гистосовместимости HLA, что предполагает наличие в стране сети тканевых банков. Их создание невозможно без соблюдения целого ряда юридических, этических, религиозных норм, а также больших финансовых затрат. В этом отношении синтетические материалы обладают неоспоримыми преимуществами перед донорскими тканями, что позволило эксплантатам занять главенствующее положение на медицинском рынке. Однако применение монолитных полимеров для изготовления орбитальных вкладышей сопровождалось неоправданно высоким риском их миграции, обнажения и отторжения.

Принципиально новые возможности в профилактике и лечении анофтальмического синдрома открылись благодаря внедрению небиологических материалов с пористой пространственной структурой, способных к биоинтеграции с окружающими орбитальными тканями. Одним из них является отечественный углеродный войлок «Карботекстим». Хорошая переносимость материала позволяет использовать его в самых сложных клинических случаях – при возможной орбитальной инфекции [2], одномоментном формировании опорно–двигательной культи и пластике конъюнктивальной полости [10], постлучевой атрофии анофтальмической орбиты [3], сопутствующей деформации стенок глазницы [4].

За рубежом в последние годы широкое распространение получил гидроксиапатит (ГАп), получаемый путем гидротермальной обработки арагонита – скелета морских рифообразующих кораллов Porites [36,77,82]. Уникальность ГАп заключается в том, что его пространственная структура и химический состав – Са10(РО4)6(ОН)2 – практически не отличаются от костной ткани человека. Лабиринтно–арочная сеть сообщающихся между собой пор диаметром 150–500 мкм, напоминающая систему гаверсовых каналов компактной кости человека, позволяет фиброваскулярной ткани быстро прорасти во всю толщу кораллового вкладыша [85]. Врастание соединительной ткани сопровождается умеренной воспалительной и гигантоклеточной реакцией [69,88], минимальным капсулообразованием вокруг ГАп [29,63,91] и остеогенезом в толще коралла [38,42,47,70,89]. Механизм остеоиндуцирующего действия ГАп [43] пока не выяснен.

Высокая биосовместимость коралла объясняет то, что спустя всего четыре года после первой имплантации, выполненной A.C. Perry в 1985 г., материал получил разрешение к широкому клиническому применению в США [30]. С 1992 г. ГАп стал рассматриваться, как основной материал для реконструкции анофтальмической орбиты. Если в 1989 г. гидроксиапатит использовали лишь 1% американских пластических хирургов, то в 1995 г. – 56% [44]. За шестилетний период коралловые сферы были имплантированы 25000 пациентов. Широкому распространению материала способствует промышленное производство орбитальных вкладышей из природного ГАп «Bio–Eye», налаженное американской фирмой Integrated Orbital Implants Inc.

Внедрение в клиническую практику кораллового гидроксиапатита на принципиально ином уровне возродило идею полупогружных имплантатов. Установка полиметилметакрилатной ножки, максимально полно передающей движения культи на косметический протез, является финальным хирургическим этапом лечения пациентов с анофтальмом.

В настоящее время гидроксиапатит с успехом используется при первичной, отсроченной и вторичной имплантации [16,19,23,29,54,68], а также в педиатрической практике [26].

Накоплен довольно богатый опыт энуклеаций с первичной имплантацией ГАп, выполнявшихся по поводу внутриглазных новообразований [86]. Как выяснилось, пребывание гидроксиапатита в орбите не препятствует выявлению возможного продолженного роста опухоли [26, 86] или проведению лучевой терапии в послеоперационном периоде [15].

Уже первые клинические исследования показали, что благодаря быстрой интеграции коралла с окружающими орбитальными тканями перестали встречаться такие распространенные в прошлом осложнения, как миграция и отторжение имплантата [44,68].

Однако уникальные химический состав и пространственная структура пор сочетаются с такими физико–механическими свойствами гидроксиапатита, которые создают много неудобств при работе с ним.

Каменистая плотность ГАп препятствует ручной обработке коралла, что вызывает потребность в дополнительном оснащении операционной инструментами для резки или фрезерования с алмазной обработкой.

Невозможность шовной фиксации экстраокулярных мышц к гидроксиапатиту, его грубая шершавая поверхность, травмирующая окружающие ткани [36,62,65], вынуждают обертывать вкладыш донорской или синтетической тканью.

Чаще всего в качестве оболочки выступает донорская склера [26, 44], твердая мозговая оболочка [66], ацеллюлярный дермальный аллотрансплантат «Alloderm» [20, 87], бычий перикард [31,39,75]. Однако применение в этих целях аллогенных материалов сопровождается существенной воспалительной реакцией, риском передачи инфекций. Высока и стоимость лечения [17].

Кроме того, оболочка из любой донорской ткани препятствует васкуляризации имплантата, что подтверждается гистологическими данными [78]. В ней приходится формировать четыре «окошка», которые во избежание обнажения ГАп обязательно должны быть покрыты прямыми мышцами, пришитыми к переднему краю соответствующего отверстия в оболочке [29,32,65,72]. Из–за подобных технических приемов имплантация орбитальной сферы из рифообразующего коралла превращается в сложную задачу даже для опытного окулопластического хирурга.

Перспективы использования в качестве оболочки ГАп рассасывающегося полиглактина [46,53,74] остаются весьма неопределенными из–за небольшого клинического опыта его применения. Попытки обернуть гидроксиапатитовый имплантат политетрафторэтиленовой пленкой по непонятным причинам часто заканчиваются диастазом краев разреза, присоединением инфекции и отторжением вкладыша [22,57].

Использование коралла требует особой тщательности при зашивании операционного разреза [86], тем более, что фиксация прямых мышц по спирали Тилло не обеспечивает трехслойное (мышцы, тенонова капсула и конъюнктива) покрытие и глубокое погружение вкладыша в орбиту. В результате возрастает риск обнажения имплантата [56]. Традиционная техника Frost – Lange, подразумевающая ушивание теноновой оболочки и конъюнктивы одним непрерывным швом, в данном случае совершенно неприемлема [71]. На влагалище глазного яблока накладывается один, а иногда два ряда узловых швов из викрила 5/0, на слизистую – непрерывный горизонтальный шов из викрила 6/0–7/0 [23,24,32].

При использовании ГАп важнейшую роль играет профилактика инфекции [32]. Для предотвращения гнойных осложнений используется целый комплекс мер. Вкладыш извлекается из стерильной упаковки непосредственно перед имплантацией в орбиту и на 15 мин погружается в раствор антибиотика (как правило, аминогликозида) [26,29,72]. Широко применяется интраоперационная внутривенная инфузия 1–2 г какого–либо препарата из группы цефалоспоринов последних поколений [95]. Наконец, стандартным послеоперационным лечением является пероральный прием 0,5 г цефалексима 4 раза в сутки или 0,25 г ципрофлоксацина 2 раза в сутки на протяжении 5–7 дней [16,69].

Существенным недостатком имплантатов из природного коралла является их высокая цена – 600 долл. США [9,35,64,68]. Аллотрансплантаты, используемые для обертывания ГАп, также отличаются высокой ценой. Фрагмент склеры, равный по площади одному квадранту глазного яблока, стоит 250 долл. США. Цена трансплантата широкой фасции бедра величиной 30 х 20 мм составляет 215 долл., перикарда 15 х 15 мм и твердой мозговой оболочки 30 х 15 мм – 195 долл. [93], «Alloderm» 40 х 20 мм – 190 долл. [20]. В итоге стоимость операции и последующего протезирования достигает 1500–2500 долл. [29].

Поэтому в качестве альтернативы природному дорогостоящему материалу активно внедряются синтетические ГАп (торговые марки «FCI ophthalmics» и «LIFECORE»). Имплантат FCI третьего (последнего) поколения французской фирмы Issy–Les–Moulineaux имеет тот же химический состав и механическую прочность, что и природный коралл, обладает достаточной пористостью, поддается ручной обработке, благодаря довольно гладкой поверхности не требует обертывания перед погружением в орбиту. Немаловажным обстоятельством является то, что стоимость искусственного гидроксиапатита в два раза ниже, чем его природного аналога [48,50]. С 1997 г. синтетический ГАп разрешен к применению в клинической практике в Канаде [48], с 2000 года – в США.

Весьма перспективными биосовместимыми материалами для производства орбитальных имплантатов могут стать алюминаты (Al2O3), покрытые нанокристаллическим гидроксиапатитом [5], метафосфатом [51] или октафосфатом кальция [40]. Результаты первых клинических испытаний подобных вкладышей оказались вполне благоприятными [52].

Начато экспериментальное изучение орбитального имплантата из гидроксиапатита млекопитающих [49]. Материал свободен от органических примесей (что позволяет считать его не гетеро–, а эксплантатом), отличается низким удельным весом, содержит систему соединяющихся пор диаметром 300–600 мкм, обеспечивающих прорастание сферы в течение первого месяца после имплантации. Существенным недостатком новой разновидности ГАп является его хрупкость.

Таким образом, рифовый коралл и его синтетические аналоги являются в настоящее время основными материалами для производства орбитальных имплантатов [92]. Положительными чертами ГАп являются гидрофильность, оптимальные пространственная структура и диаметр пор, обеспечивающие полную инкорпорацию вкладыша. К серьезным недостаткам гидроксиапатитовых сфер относятся невозможность ручной обработки, сложность имплантации и высокая стоимость.

Поэтому в последнее десятилетие в качестве конкурирующего материала стал выступать пористый полиэтилен (ПЭ) высокой плотности (низкого давления) – алифатический гидрокарбон с прямыми цепями [37]. Молекулярный вес полиэтилена равен 21000 дальтон. Химическая формула – [– СН2 – СН2 –]n. Полимер легче воды (плотность 0,95–0,97 г/см3), нерастворим в большинстве органических растворителей, щелочах и слабых кислотах, гидрофобен, обладает большой механической прочностью. В полиэтилене отсутствуют вымываемые токсичные, пирогенные и гемолитические вещества, в связи с чем он лишен антигенных свойств. ПЭ устойчив к инфекции, возможно, за счет большого отрицательного поверхностного заряда. При имплантации в мягкие ткани материал вызывает менее выраженное, чем ГАп, перифокальное воспаление [60] и незначительное по сравнению с силиконом капсулообразование [84].

Пористый полиэтилен содержит систему открытых взаимосвязанных пор с неупорядоченной пространственной структурой. Медицинские изделия из ПЭ обладают достаточно высокой пористостью (примерно 50% по данным интрузионной ртутной порометрии) и оптимальным (100 – 500 мкм) размером пустот [28]. В любом образце не менее 85 % пор имеют диаметр свыше 150 мкм, что обеспечивает беспрепятственное врастание соединительной ткани и сосудов в полимер [80].

В ходе экспериментов, выполненных B.W. Sauer с соавторами (1974), трехмиллиметровые полиэтиленовые пластины прорастали соединительной тканью в течение 5–12 недель (цит. по [60]). В те же сроки завершалась васкуляризация сферических имплантатов диаметром 14 мм [55,79,94]. Однако, по неопубликованным данным R.A. Goldberg, аналогичная полиэтиленовая сфера за 24–48 недель пребывания в орбите кролика успела прорасти фиброваскулярной тканью лишь на 2/3 глубины (цит. по [60]).

О незавершенной васкуляризации пористого ПЭ при его имплантации в глазницу пациентов сообщили J.W. Karesh и S.C. Dresner (1994), Z.A. Karcioglu с соавторами (1998), P. De Potter с соавторами (2000). По их данным, новообразованная соединительная ткань занимала не более 60% объема вкладыша.

Неполная васкуляризация полиэтиленового имплантата не помешала J.C. Choi с соавторами (1999) установить в нем титановую ножку уже через два месяца после экспериментальной энуклеации. На протяжении полугодичного наблюдения не было отмечено ни одного осложнения, связанного с установкой ножки, по–видимому, из–за небольшой (6 мм) глубины канала для нее.

Если энуклеация, выполняемая новорожденному кролику, завершается имплантацией полиэтиленового вкладыша, то анофтальмическая орбита не отстает в своем развитии от контралатеральной (здоровой) глазницы [90]. Подобный вывод позволил начать использование сфер из пористого ПЭ в педиатрической практике [45].

В 1985 г. решением Комитета по контролю над продуктами питания и лекарственными средствами США пористый полиэтилен был допущен к использованию в клинике. Изделия из него, объединенные торговой маркой «Medpor», выпускаются американской фирмой Porex Surgical. Первые сферические орбитальные имплантаты из ПЭ появились на рынке в середине 1991 г. Они выгодно отличаются от кораллового ГАп меньшей стоимостью (400 долл. США). Недавно фирма Porex Surgical начала коммерческий выпуск титановых ножек для передачи движений полиэтиленовой сферы на косметический протез. Последней разработкой фирмы явилось создание вкладыша «Medpor Quad–Motility Implant», по форме аналогичного «Айова–имплантату» [13], и инъекционного орбитального эксплантата из гелеобразного полиэтилена [83].

В настоящее время вкладышы «Medpor» с успехом применяются в ходе первичной имплантации в тенонову капсулу и склеральную полость, при отсроченной и вторичной имплантации [23,60].

Первый же опыт использования продукции фирмы «Porex» выявил ряд ее преимуществ перед коралловыми вкладышами. В отличие от гидроксиапатита полиэтилен имеет не столь шершавую поверхность. Это позволяет применить упрощенную методику обертывания имплантата, при которой оболочка покрывает только переднюю его половину. Такая «шапочка», сформированная из аутологичного корнеосклерального лоскута или расщепленного лоскута склеры [17], аутофасции [81] или донорской склеры [27], создает дополнительный защитный слой, предотвращающий обнажение вкладыша. При желании к ней можно пришить глазодвигательные мышцы. Неприкрытая задняя полусфера полиэтиленового имплантата обеспечивает быстрое врастание сосудов.

При отсутствии материала для обертывания пористый полиэтилен может быть имплантирован в орбиту вообще без оболочки [76]. Наиболее подходящими для этих целей являются модели с гладкой передней поверхностью, в которой имеются каналы для глазодвигательных мышц [96]. Но и в этом случае фронтальная поверхность вкладыша должна быть покрыта тремя слоями мягких тканей (мышечный перекрест, тенонова капсула, конъюнктива), иначе частота обнажений ПЭ возрастет до 9–18% [28,67].

К несомненным достоинствам изделий фирмы «Porex» относятся также возможность моделирования и шовной фиксации мышц непосредственно к имплантату, правда, после нагревания полимера в горячей воде и при использовании режущих игл.

С высокой оценкой ПЭ расходятся лишь результаты имплантации полиэтиленовых вкладышей в ходе энуклеации по поводу ретинобластомы, когда частота обнажений составила 21,6–33% [59,61]. Дефект мягких тканей не поддавался консервативному лечению, вероятно, из–за юного возраста пациентов (1–72 месяца) [67].

Завершая характеристику пористого полиэтилена, следует подчеркнуть, что из–за своей гидрофобности материал в меньшей степени, чем гидроксиапатит, прорастает фиброваскулярной тканью. Однако это обстоятельство не мешает успешно использовать ПЭ в самых разнообразных клинических ситуациях. Относительная легкость имплантации, возможность ручной обработки и установки ножки, меньшая стоимость полиэтилена превратили его в серьезного конкурента коралловому гидроксиапатиту. Так, 42,3% имплантированных в 2002 г. американскими хирургами орбитальных вкладышей пришлось на продукцию фирмы «Porex», в то время как удельный вес ГАп составил всего 25,9% [92].

Весьма перспективным материалом для производства орбитальных вкладышей является пористый политетрафторэтилен (ПТФЭ). Благодаря своей уникальной химической инертности, большой молекулярной массе, отсутствию сложноэфирных связей и углеродных соединений ПТФЭ устойчив ко всем наиболее значимым путям биодеструкции полимерных материалов – неклеточному (неферментативный и ферментативный гидролиз, окислительная деструкция, катализ ионами металлов), клеточному (фагоцитоз и лизис с участием гигантских многоядерных клеток) и бактериальному [6–8,12]. Размер пор, равный 100–250 мкм, обеспечивает беспрепятственное врастание соединительной и костной ткани в имплантат. Полимер характеризуется легкостью обработки с помощью скальпеля или ножниц, легко прошивается микрохирургическими иглами, достаточно эластичен. Жесткие каркасные свойства пористого ПТФЭ позволяют планировать его использование в качестве материала для замещения объемных дефектов мягких тканей орбиты, возникающих после удаления глазного яблока.

Тем не менее проблема использования имплантатов из пористого политетрафторэтилена (ПТФЭ) для профилактики и лечения анофтальмического синдрома практически не разрабатывалась. Опубликованы результаты первого и пока единственного экспериментального исследования по имплантации в орбиту кроликов пористого ПТФЭ «Gore–Tex» американской фирмы W.L. Gore & Associates Dei [25]. На протяжении шести недель послеоперационного периода не было зафиксировано ни одного случая инфекции, обнажения или отторжения вкладыша. Гистологические исследования, выполненные в конце эксперимента, обнаружили вокруг шарика как острую, так и хроническую воспалительную реакцию разной степени выраженности. Выявлено врастание соединительной ткани и сосудов на глубину до 500 мкм. Полученные данные позволили авторам сделать вывод о хорошей переносимости ПТФЭ и возможности создания из него орбитального имплантата.

L.J. Girard с соавторами (1990) изучили свойства Пропласта II – композита из пористого ПТФЭ с вплетенными в него алюминатными нитями американской фирмы Vitek Inc. Пористость полимера, составляющая 70–90%, определяет его небольшой удельный вес и способность к насыщению антибиотиками. Диаметр пор, равный 50–400 мкм, обеспечивает врастание фиброваскулярной ткани. Кроме того, Пропласт II эластичен, легко моделируется, нетоксичен, не подвержен биодеградации. Несмотря на первые обнадеживающие результаты использования данного композита в ходе первичной имплантации в теноново пространство и фиброзную капсулу глаза [33,34], материал так и не получил широкого распространения.

Таким образом, доминирующее положение на зарубежном медицинском рынке занимают орбитальные имплантаты из природного («Bio–Eye») или синтетического («FCI ophthalmics», «LIFECORE») гидроксиапатита, а также вкладыши из пористого полиэтилена «Medpor». Их широкое применение в условиях отечественного здравоохранения весьма проблематично из–за высокой цены данных медицинских изделий и отсутствия в России дилерской сети фирм – производителей этой продукции. Поэтому поиск оптимального материала для серийного производства недорогих биосовместимых, удобных в работе орбитальных имплантатов является чрезвычайно важной медицинской и социально–экономической задачей. На наш взгляд, подобными характеристиками обладают вкладыши из пористого ПТФЭ, выпускаемые ЗАО НПК «Экофлон» (Санкт–Петербург).

Литература

1. Катаев М.Г. Возможности коррекции анофтальмического синдрома // Вестн. офтальмологии. – 1986. – Т. 102, № 3. – С. 48–51.

2. Катаев М.Г., Филатова И.А. Углеродные композиты в качестве имплантационного материала при возможной орбитальной инфекции // Клиника, диагностика и лечение проникающих и осколочных ранений глаза, осложненных инфекцией. – М.: Б. и., 1994. – С. 54–55.

3. Катаев М.Г., Филатова И.А. Постлучевая атрофия анофтальмической орбиты после лечения ретинобластомы. Система хирургической реабилитации // Вестн. офтальмологии. – 2000. – Т. 116, № 5. – С. 45–49.

4. Катаев М.Г., Филатова И.А. Особенности энуклеации при сопутствующей деформации стенок орбиты // Офтальмология на рубеже веков. – СПб.: ВМедА, 2001. – С. 332–333.

5. Красильникова В.Л. Опорно–двигательная культя офтальмологического протеза на основе пенокерамики и нанокристаллического гидроксиапатита: (Эксперим. исслед.): Автореф. дис. ... канд. мед. наук. – СПб., 2002. – 16 с.

6. Липатова Т.Э., Пхакадзе Г.А. Применение полимеров в хирургии. – Киев: Наук. думка, 1977. – 130 с.

7. Липатова Т.Э., Пхакадзе Г.А. Полимеры в эндопротезировании. – Киев: Наук. думка, 1983. – 158 с.

8. Розанова И.Б. Биодеструкция имплантатов // Биосовместимость. – М.: Б. и., 1999. – С. 212–245.

9. Филатова И.А., Катаев М.Г. Сравнительная характеристика синтетических имплантатов для формирования опорно–двигательной культи // Вестн. офтальмологии. – 1996. – Т. 112, № 3. – С. 33–35.

10. Филатова И.А., Катаев М.Г. Одномоментное выполнение энуклеации и пластики полости при ее деформации // Актуальные проблемы офтальмологии. – Уфа: Гилем, 1999. – С. 451–452.

11. Филатова И.А. Современный подход к хирургической реабилитации пациентов с анофтальмическим синдромом // Офтальмохирургия. – 2002. – № 1. – С. 49–53.

12. Шехтер А.Б., Розанова И.Б. Тканевая реакция на имплантат // Биосовместимость. – М: Б. и., 1999. – С. 174–211.

13. Anderson R.L., Yen M.T., Lucci L.M., Caruso R.T. The quasi–integrated porous polyethylene orbital implant // Ophthal. Plast. Reconstr. Surg. – 2002. – Vol. 18, № 1. – P. 50–55.

14. Archer K.F., Hurwitz J.J. Dermis–fat grafts and evisceration // Ophthalmology. – 1989. – Vol. 96, № 2. – P. 170–174.

15. Arora V., Weeks K., Halperin E.C., Dutton J.J. Influence of coralline hydroxyapatite used as an ocular implant on the dose distribution of external beam photon radiation therapy // Ophthalmology. – 1992. – Vol. 99, № 3. – P. 380–382.

16. Ashworth J.L., Rhatigan M., Brammar R., Sunderland S., Leatherbarrow B. A clinical study of the hydroxyapatite orbital implant // Eur. J. Ophthalmol. – 1997. – Vol. 7, № 1. – P. 1–8.

17. Beaver H.A., Patrinely J.R., Holds J.B., Soper M.P. Periocular autografts in socket reconstruction // Ophthalmology. – 1996. – Vol. 103, № 9. – P. 1498–1502.

18. Bosniak S.L. Reconstruction of the anophthalmic socket: state of the art // Adv. Ophthalmic Plast. Reconstr. Surg. – 1987. – Vol. 7. – P. 313–348.

19. Busin M., Monks T., Menzel C. Orbitaimplantate aus korallinem Hydroxylapatit als Bulbusersatz nach Enukleation // Klin. Monatsbl. Augenheilkd. – 1994. – Bd 204, № 6. – S. 518–522.

20. Charters L., Rubin P.A. Acellular human dermis versatile, has many advantages // Ophthalmol. Times. – 1999. – Vol. 24, № 4. – P. 36.

21. Choi J.C., Iwamoto M.A., Bstandig S., Rubin P.A., Shore J.W. Medpor Moti–lity Coupling Post: a rabbit model // Ophthal. Plast. Reconstr. Surg. – 1999. – Vol. 15, № 3. – P. 190–201.

22. Choo P.H., Carter S.R., Crawford J.B., Seiff S.R. Exposure of expanded polytetrafluoroethylene–wrapped hydroxyapatite orbital implant: a report of two patients // Ophthal. Plast. Reconstr. Surg. – 1999. – Vol. 15, № 2. – P. 77–78.

23. Christmas N.J., Gordon C.D., Murray T.G., Tse D., Johnson T., Garonzik S., O’Brien J.M. Intraorbital implants after enucleation and their complications: a 10–year review // Arch. Ophthalmol. – 1998. – Vol. 116, № 9. – P. 1199–1203.

24. Custer P.L. Postoperative rotation of hydroxyapatite enucleation implants // Arch. Ophthalmol. – 1999. – Vol. 117, № 11. – P. 1521–1523.

25. Dei Cas R., Maus M., Bilyk J., Chang W., Eagle R.C. Jr, Rubin P. Gore–Tex as an orbital implant material // Ophthal. Plast. Reconstr. Surg. – 1998. – Vol. 14, № 6. – P. 425–431.

26. De Potter P., Shields C.L., Shields J.A., Singh A.D. Use of the hydroxyapatite ocular implant in the pediatric population // Arch. Ophthalmol. – 1994. – Vol. 112, № 2. – P. 208–212.

27. De Potter P., Duprez T., Cosnard G. Postcontrast magnetic resonance imaging assessment of porous polyethylene orbital implant (Medpor) // Ophthalmology. – 2000. – Vol. 107, № 9. – P. 1656–1660.

28. Duffy M., Biesman B. Porous polyethylene expands orbitofacial options // Ophthalmol. Times. – 2000. – Vol. 25, № 7. – P. 18–19.

29. Dutton J.J. Coralline hydroxyapatite as an ocular implant // Ophthalmology. – 1991. – Vol. 98, № 3. – P. 370–377.

30. Ferrone P.J., Dutton J.J. Rate of vascularization of coralline hydroxyapatite ocular implants // Ophthalmology. – 1992. – Vol. 99, № 3. – P. 376–379.

31. Gayre G.S., Debacker C., Lipham W., Tawfik H.A., Holck D., Dutton J.J. Bovine pericardium as a wrapping for orbital implants // Ophthal. Plast. Reconstr. Surg. – 2001. – Vol. 17, № 5. – Р. 381–387.

32. Georgiadis N.S., Terzidou C.D., Dimitriadis A.S. Restoration of the anophthalmic socket with secondary implantation of a coralline hydroxyapatite sphere // Ophthalmic Surg. Lasers. – 1998. – Vol. 29, № 10. – P. 808–814.

33. Girard L.J., Eguez I., Soper J.W., Soper M., Esnaola N., Homsy C.A. Buried quasi–integrated enucleation implant of Proplast II. A preliminary report // Ophthal. Plast. Reconstr. Surg. – 1990. – Vol. 6, № 2. – P. 141–143.

34. Girard L.J., Esnaola N., Sagahon E. Evisceration implant of Proplast II. A preliminary report // Ophthal. Plast. Reconstr. Surg. – 1990. – Vol. 6, № 2. – P. 139–140.

35. Glatt H.J. Exposed hydroxyapatite implants // Ophthalmology. – 1995. – Vol. 102, № 4. – P. 528–529.

36. Goldberg R.A., Holds J.B., Ebrahimpour J. Exposed hydroxyapatite orbital implants: report of six cases // Ophthalmology. – 1992. – Vol. 99, № 5. – P. 831–836.

37. Goldberg R.A., Dresner S.C., Braslow R.A., Kossovsky N., Legmann A. Animal model of porous polyethylene orbital implants // Ophthal. Plast. Reconstr. Surg. – 1994. – Vol. 10, № 2. – P. 104–109.

38. Green J.P., Wojno T.H., Wilson M.W., Grossniklaus H.E. Bone formation in hydroxyapatite orbital implants // Amer. J. Ophthalmol. – 1995. – Vol. 120, № 5. – P. 681–682.

39. Gupta M., Puri P., Rennie I.G. Use of bovine pericardium as a wrapping material for hydroxyapatite orbital implants // Brit. J. Ophthalmol. – 2002. – Vol. 86, № 3. – P. 288–289.

40. Habibovic P., van der Valk C.M., van Blitterswijk C.A., De Groot K., Meijer G. Influence of octacalcium phosphate coating on osteoinductive properties of biomaterials // J. Mater. Sci. Mater. Med. – 2004. – Vol. 15, № 4. – P. 373–380.

41. Hintschich C.R., Beyer–Machule C.K. Dermis–Fett–Transplantat als primares und sekundares Orbitaimplantat. Komplikationen und Ergebnisse // Ophthalmologe. – 1996. – Bd 93, H. 5. – S. 617–622.

42. Holmes R.E. Bone regeneration within a coralline hydroxyapatite implant // Plast. Reconstr. Surg. – 1979. – Vol. 63, № 5. – P. 626–633.

43. Homsy C.A. Soft porous PTFE–composite alloplasts: tissue–bonding cha–racteristics // J. Endourol. – 2000. – Vol. 14, № 1. – Р. 25–32.

44. Hornblass A., Biesman B.S., Eviatar J.A. Current techniques of enucleation: a survey of 5.439 intraorbital implants and a review of the literature // Ophthal. Plast. Reconstr. Surg. – 1995. – Vol. 11, № 2. – P. 77–86.

45. Iordanidou V., De Potter P. Porous polyethylene orbital implant in the pediatric population // Amer. J. Ophthalmol. – 2004. – Vol. 138, № 3. – P. 425–429.

46. Jordan D.R., Ells A., Brownstein S., Munro S.M., Grahovac S.Z., Raymond F., Gilberg S.M., Allen L.H. Vicryl–mesh wrap for the implantation of hydroxyapatite orbital implants: an animal model // Can. J. Ophthalmol. – 1995. – Vol. 30, № 5. – P. 241–246.

47. Jordan D.R., Brownstein S., Jolly S.S. Abscessed hydroxyapatite orbital implants. A report of two cases // Ophthalmology. – 1996. – Vol. 103, № 11. – P. 1784–1787.

48. Jordan D.R., Gilberg S., Mawn L., Brownstein S., Grahovac S.Z. The synthetic hydroxyapatite implant: a report on 65 patients // Ophthal. Plast. Reconstr. Surg. – 1998. – Vol. 14, № 4. – P.250–255.

49. Jordan D.R., Hwang I., Brownstein S., McEachren T., Gilberg S., Grahovac S., Mawn L. The Molteno M–Sphere // Ophthal. Plast. Reconstr. Surg. – 2000. – Vol. 16, № 5. – Р. 356–362.

50. Jordan D.R., Bawazeer A. Experience with 120 synthetic hydroxyapatite implants (FCI3) // Ophthal. Plast. Reconstr. Surg. – 2001. – Vol. 17, № 3. – Р. 184–190.

51. Jordan D.R., Brownstein S., Gilberg S., Coupal D., Kim S., Mawn L. Hydroxyapatite and calcium phosphate coatings on aluminium oxide orbital implants // Can. J. Ophthalmol. – 2002. – Vol. 37, № 1. – P. 7–13.

52. Jordan D.R., Gilberg S., Mawn L.A. The bioceramic orbital implant: experience with 107 implants // Ophthal. Plast. Reconstr. Surg. – 2003. – Vol. 19, № 2. – Р. 128–135.

53. Jordan D.R., Klapper S.R., Gilberg S.M. The use of vicryl mesh in 200 porous orbital implants: a technique with few exposures // Ophthal. Plast. Reconstr. Surg. – 2003. – Vol. 19, № 1. – P. 53–61.

54. Jordan D.R., Gilberg S., Bawazeer A. Coralline hydroxyapatite orbital implant (bio–eye): experience with 158 patients // Ophthal. Plast. Reconstr. Surg. – 2004. – Vol. 20, № 1. – P. 69–74.

55. Jordan D.R., Brownstein S., Dorey M., Yuen V.H., Gilberg S. Fibrovascularization of porous polyethylene (Medpor) orbital implant in a rabbit model // Ophthal. Plast. Reconstr. Surg. – 2004. – Vol. 20, № 2. – P. 136–143.

56. Kaltreider S.A., Newman S.A. Prevention and management of complications associated with the hydroxyapatite implant // Ophthal. Plast. Reconstr. Surg. – 1996. – Vol. 12, № 1. – P. 18–31.

57. Kao L.Y. Polytetrafluoroethylene as a wrapping material for a hydroxyapatite orbital implant // Ophthal. Plast. Reconstr. Surg. – 2000. – Vol. 16, № 4. – P. 286–288.

58. Karcioglu Z.A., Mullaney P.B., Millar L.C. Extrusion of porous polyethylene orbital implant in recurrent retinoblastoma // Ophthal. Plast. Reconstr. Surg. – 1998. – Vol. 14, № 1. – P. 37–44.

59. Karcioglu Z.A., al–Mesfer S.A., Mullaney P.B. Porous polyethylene orbital implant in patients with retinoblastoma // Ophthalmology. – 1998. – Vol. 105, № 7. – P. 1311–1316.

60. Karesh J.W., Dresner S.C. High–density porous polyethylene (Medpor) as a successful anophthalmic socket implant // Ophthalmology. – 1994. – Vol. 101, № 10. – P. 1688–1695.

61. Kim J.H., Khwarg S.I., Choung H.K., Yu Y.S. Management of porous polyethylene implant exposure in patients with retinoblastoma following enucleation // Ophthalmic Surg Lasers Imaging. – 2004. – Vol. 35, № 6. P. 446–452.

62. Kim Y.D., Goldberg R.A., Shorr N., Steinsapir K.D. Management of exposed hydroxyapatite orbital implants // Ophthalmology. – 1994. – Vol. 101, № 10. – P. 1709–1715.

63. Klapper S.R., Jordan D.R., Brownstein S., Punja K. Incomplete fibrovascularization of a hydroxyapatite orbital implant 3 months after implantation // Arch. Ophthalmol. – 1999. – Vol. 117, № 8. – P. 1088–1089.

64. Kostick D.A., Linberg J.V. Evisceration with hydroxyapatite implant. Surgical technique and review of 31 case reports // Ophthalmology. – 1995. – Vol. 102, № 10. – P. 1542–1548.

65. Lee S.Y., Kwon O.W., Hong Y.J., Kim H.B., Kim S.J. Modification of the scleral openings to reduce tissue breakdown and exposure after hydroxyapatite implantations // Ophthalmologica. – 1995. – Vol. 209, № 6. – P. 319–322.

66. Lee S.Y., Kim H.Y., Kim S.J., Kang S.J. Human dura mater as a wrapping material for hydroxyapatite implantation in the anophthalmic socket // Ophthalmic Surg. Lasers. – 1997. – Vol. 28, № 5. – P. 428–431.

67. Li T., Shen J., Duffy M.T. Exposure rates of wrapped and unwrapped orbital implants following enucleation // Ophthal. Plast. Reconstr. Surg. – 2001. – Vol. 17, № 6. – P. 431–435.

68. McNab A. Hydroxyapatite orbital implants. Experience with 100 cases // Aust. N. Z. J. Ophthalmol. – 1995. – Vol. 23, № 2. – P. 117–123.

69. Massry G.G., Holds J.B. Coralline hydroxyapatite spheres as secondary orbital implants in anophthalmos // Ophthalmology. – 1995. – Vol. 102, № 1. – P. 161–166.

70. Nunery W.R., Cepela M.A., Heinz G.W., Zale D., Martin R.T. Extrusion rate of silicone spherical anophthalmic socket implants // Ophthal. Plast. Reconstr. Surg. – 1993. – Vol. 9, № 2. – P. 90–95.

71. Nunery W.R., Heinz G.W., Bonnin J.M., Martin R.T., Cepela M.A. Exposure rate of hydroxyapatite spheres in the anophthalmic socket: histopathologic correlation and comparison with silicone sphere implants // Ophthal. Plast. Reconstr. Surg. – 1993. – Vol. 9, № 2. – P. 96–104.

72. Nunery W.R., Chen W.P. Enucleation and evisceration // Principles and practice of ophthalmic plastic and reconstructive surgery: In 2th vol. / Ed. by S. Bosniak. – Philadelphia: Saunders, 1996. – Vol. 2. – P. 1035–1045.

73. Oberfeld S., Levine M.R. Diagnosis and treatment of complications of enucleation and orbital implant surgery // Adv. Ophthalmic Plast. Reconstr. Surg. – 1990. – Vol. 8. – P. 107–117.

74. Oestreicher J.H., Liu E., Berkowitz M. Complications of hydroxyapatite orbital implants. A review of 100 consecutive cases and a comparison of Dexon mesh (polyglycolic acid) with scleral wrapping // Ophthalmology. – 1997. – Vol. 104, № 2. – P. 324–329.

75. Perry J.D., Goldberg R.A., McCann J.D., Shorr N., Engstrom R., Tong J. Bovine hydroxyapatite orbital implant: a preliminary report // Ophthal. Plast. Reconstr. Surg. – 2002. – Vol. 18, № 4. – P. 268–274.

76. Perry J.D., Tam R.C. Safety of unwrapped spherical orbital implants // Ophthal. Plast. Reconstr. Surg. – 2004. – Vol. 20, № 4. – P. 281–284.

77. Piecuch J.F. Extraskeletal implantation of porous hydroxyapatite ceramic // J. Dental Res. – 1982. – Vol. 61, № 12. – P. 1458–1460.

78. Remulla H.D., Rubin P.A., Shore J.W., Sutula F.C., Townsend D.J., Woog J.J., Jahrling K.V. Complications of porous spherical orbital implants // Ophthalmology. – 1995. – Vol. 102, № 4. – P. 586–593.

79. Rubin P.A., Popham J.K., Bilyk J.R., Shore J.W. Comparison of fibrovascular ingrowth into hydroxyapatite and porous polyethylene orbital implants // Ophthal. Plast. Reconstr. Surg. – 1994. – Vol. 10, № 2. – P. 96–103.

80. Rubin P.A., Bilyk J.R., Shore J.W. Orbital reconstruction using porous polyethylene sheets // Ophthalmology. – 1994. – Vol. 101, № 10. – P. 1697–1708.

81. Rubin P.A., Popham J., Rumelt S., Remulla H., Bilyk J.R., Holds J., Mannor G., Maus M., Patrinely J.R. Enhancement of the cosmetic and functional outcome of enucleation with the conical orbital implant // Ophthalmology. – 1998. – Vol. 105, № 5. – P. 919–925.

82. Saitoh A., Tsuda Y., Bhutto I.A., Kitaoka T., Amemiya T. Histologic study of living response to artificially synthesized hydroxyapatite implant: 1–year follow–up // Plast. Reconstr. Surg. – 1996. – Vol. 98, № 4. – P. 706–710.

83. Schellini S.A., Xavier A.P., Hoyama E., Rossa R., Pellizon C., Marques M.E., Padovani C.R. Gelatinous polyethylene in the treatment of the anophthalmic cavity // Orbit. – 2002. – Vol. 21, № 3. – P. 189–193.

84. Shanbhag A., Friedman H.I., Augustine J., von Recum A.F. Evaluation of porous polyethylene for external ear reconstruction // Ann. Plast. Surg. – 1990. – Vol. 24, № 1. – P. 32–39.

85. Shields C.L., Shields J.A., Eagle R.C. Jr, De Potter P. Histopathologic evidence of fibrovascular ingrowth four weeks after placement of the hydroxyapatite orbital implant // Amer. J. Ophthalmol. – 1991. – Vol. 111, № 3. – P. 363–366.

86. Shields C.L., Shields J.A., De Potter P., Singh A.D. Problems with the hydroxyapatite orbital implant: experience with 250 consecutive cases // Brit. J. Ophthalmol. – 1994. – Vol. 78, № 9. – P. 702–706.

87. Shorr N., Perry J.D., Goldberg R.A., Hoenig J., Shorr J. The safety and applications of acellular human dermal allograft in ophthalmic plastic and reconstructive surgery: a preliminary report // Ophthal. Plast. Reconstr. Surg. – 2000. – Vol. 16, № 3. – P. 223–230.

88. Sires B.S., Holds J.B., Archer C.R., Kincaid M.C., Hageman G.S. Histological and radiological analyses of hydroxyapatite orbital implants in rabbits // Ophthal. Plast. Reconstr. Surg. – 1995. – Vol. 11, № 4. – P. 273–277.

89. Sires B.S., Holds J.B., Kincaid M.C., Reddi A.H. Osteogenin–enhanced bone–specific differentiation in hydroxyapatite orbital implants // Ophthal. Plast. Reconstr. Surg. – 1997. – Vol. 13, № 4. – P. 244–251.

90. Smith E.M. Jr, Dryden R.M., Tabin G.C., Thomas D., To K.W., Hofmann R.J. Comparison of the effects of enucleation and orbital reconstruction using free–fat grafts, dermis grafts, and porous polyethylene implants in infant rabbits // Ophthal. Plast. Reconstr. Surg. – 1998. – Vol. 14, № 6. – P. 415–424.

91. Spirnak J.P., Nieves N., Hollsten D.A., White W.C., Betz T.A. Gadolinium–enhanced magnetic resonance imaging assessment of hydroxyapatite orbital implants // Amer. J. Ophthalmol. – 1995. – Vol. 119, № 4. – P. 431–440.

92. Su G.W., Yen M.T. Current trends in managing the anophthalmic socket after primary enucleation and evisceration // Ophthal. Plast. Reconstr. Surg. – 2004. – Vol. 20, № 4. – P. 274–280.

93. Tanji T.M., Lundy D.C., Minckler D.S., Heuer D.K., Varma R. Fascia lata patch graft in glaucoma tube surgery // Ophthalmology. – 1996. – Vol. 103, № 8. – P. 1309–1312.

94. Thakker M.M., Fay A.M., Pieroth L., Rubin P.A. Fibrovascular ingrowth into hydroxyapatite and porous polyethylene orbital implants wrapped with acellular dermis // Ophthal. Plast. Reconstr. Surg. – 2004. – Vol. 20, № 5. – P. 368–373.

95. Wiggs E.O., Becker B.B. Extrusion of enucleation implants: treatment with secondary implants and autogenous temporalis fascia or fascia lata patch grafts // Ophthalmic Surg. – 1992. – Vol. 23, № 7. – P. 472–476.

96. Woog J.J., Dresner S.C., Lee T.S., Kim Y.D., Hartstein M.E., Shore J.W., Neuhaus R.W., Kaltreider S.A., Migliori M.E., Mandeville J.T., Roh J.H., Amato M.M. The smooth surface tunnel porous polyethylene enucleation implant // Ophthalmic Surg. Lasers Imaging. – 2004. – Vol. 35, № 5. – P. 358–362.