В.П. Николаенко, Ю.С. Астахов
Городская многопрофильная больница № 2, Санкт-Петербургский государственный медицинский университет им. акад. ИЛ. Павлова, Санкт-Петербург, Россия

РЕЗЮМЕ

Цель. Изучение возможности укрепления заднего полюса глаза политетрафторэтиленовой пленкой.
Методы. Имплантация политетрафторэтиленовых лоскутов в теноновое пространство к склере заднего полюса выполнена на 22 кроликах (44 глаза). Гистологические исследования проведены в сроки 1 и 2 недели, а также 1, 3 и 6 месяцев после операции.
Результаты. Из-за выраженной биологической инертности полимера даже через 6 месяцев после операции единый морфологический комплекс «склера — имплантат» получен не был. Гистологические исследования обнаружили незначительную макрофагальную реакцию без образования гигантских клеток инородных тел, слабую инкапсуляцию лоскутов.
Заключение. В качестве материала для простых способов склеропластики политетрафторэтиленовая пленка не подходит, но может оказаться пригодной для операций бандажного типа.

В ходе склероукрепляющих операций, направленных на стабилизацию прогрессирующей близорукости, все активнее используются небиологические мате­риалы, такие как силикон [1, 2], мерсилен [3], лавсан [4, 5], композит из нитей коллагена и капрона [6]. К числу перспективных биосовместимых материалов относится также политетрафторэтилен (ПТФЭ) [4, 7-10].
Данная серия экспериментов призвана изучить тканевые реакции при нахождении в теноновом пространстве у склеры заднего полюса глаза отечественной двуосноориентированной политетрафторэтиленовой пленки, производимой ЗАО НПК «Экофлон» (Санкт-Петербург).

МАТЕРИАЛЫ И МЕТОДЫ
Вмешательства выполнены под внутривенной анестезией на 22 кроликах (44 глаза). Зоной для операции служил верхне-наружный квадрант глазного яблока, В 8 мм от лимба выполнялся разрез конъюнктивы и теноновой капсулы длиной 5 мм. Шпателем формировался тоннель в теноновом пространстве, куда затем помещался трансплантат овальной формы величиной 10x5 мм, вырезанный из политетрафторэтиленовой пленки толщиной 300 мкм. Эксплантат тщательно расправлялся на склере заднего полюса. На рану накладывался один узловой шелковый шов 8/0, под конъюнктиву вводились 0.05 г цефазолина и 0,002 г дексаметазона. Инъекции продолжались на протяжении семи суток после операции.
Выведение животных из эксперимента и гистологические исследования выполнены через 1 и 2 недели, а также через 1, 3 и 6 месяцев после склеропластики. Через 7 суток после вмешательства микроскопической оценке подверглись два имплантата. В каждой последующей контрольной точке эксперимента забирались по 10 образцов у пяти лабораторных животных. Глазное яблоко удалялось единым блоком с окружающими мягкими тканями. После обезвоживания в спиртах восходящей концентрации и заливки в парафин (целлоидин) из полученных блоков изготавливались гистологические срезы толщиной 4-5 мкм, которые окрашивались гематоксилином и эозином. Микропрепараты исследовали с помощью светового микроскопа «JENAMED-2» (ГДР) и люминесцентного микроскопа.
Оценка препаратов проводилась при консультативном участии сотрудника кафедры офтальмологии Военно-медицинской академии кандидата медицинских наук З.А. Кавериной.

РЕЗУЛЬТАТЫ
За шестимесячный период наблюдения не было зафиксировано ни одного случая инфекции, несостоятельности конъюнктивальногого шва, миграции, обнажения или отторжения имплантатов.
При энуклеации спустя 7 суток после склеропластики макроскопически было обнаружено, что политетрафторэтиленовая пленка свободно лежала в тенононом пространстве. Через 2 недели и 1 месяц, от начала эксперимента трансплантат был покрыт тонкой капсулой, обеспечивающей неплотное сращение пленки ПТФЭ со склерой. Спустя 3 и 6 месяцев после операции инкапсулированный лоскут оказался спаяй с фиброзной капсулой глаза более тесно. Однако сформировавшийся комплекс «склера — имплантат» оставался достаточно рыхлым, и пленка сохраняла некоторую подвижность относительно роговично-склеральной капсулы.
При гистологическом исследовании, выполненном через 7 суток от начала эксперимента, была обнаружена довольно значительная диффузная лимфоцитарная инфильтрация теноновой оболочки и прилежащей к ней жировой клетчатки, без признаков формирования капсулы вокруг имплантата (рис. 1, а). Склера выглядела интактной.
Спустя 2 недели после операции пленка была покрыта тонкой капсулой из незрелой грануляционной ткани, между ней и трансплантатом сохранялось щелевидное пространство (рис. 1, б). По сравнению с предыдущей контрольной точкой исследования воспалительная реакция вокруг ПТФЭ значительно уменьшилась. Клеточный состав в регионе имплантации ограничивался немногочисленными лимфоцитами и макрофагами без участия гигантских многоядерных клеток. Склера, сетчатая и сосудистая оболочки в зоне нахождения политетрафторэтиленового лоскута выглядели неизмененными.
Через 1 месяц от начала эксперимента соединительная ткань капсулы имплантата стала зрелой. Пленка прилежала к интактной склере заднего полюса и теноновой капсуле,  создавая   видимость  формирования единого морфологического комплекса «склера — имплантат». Лимфоцитарная инфильтрация вокруг синтетического лоскута стала гораздо менее выраженной, а в жировой клетчатке рядом с ПТФЭ практически исчезла.
Спустя 3 месяца после операции наблюдалась аналогичная гистологическая картина: вокруг ПТФЭ располагалась  тонкая  соединительнотканная  капсула, лишь местами соприкасаясь как с интактной склерой, так и с теноновой оболочкой (рис. 1, в). Толщина капсулы по сравнению с предыдущей контрольной точкой исследования уменьшилась, а в некоторых препаратах соединительнотканная капсула вокруг пленки отсутствовала. Клеточная реакция со стороны теноновой оболочки и жировой клетчатки орбиты полностью исчезла. Таким образом, к концу третьего месяца послеоперационного периода воспалительная реакция в регионе имплантации не обнаружена.

Рисунок I. Тканевые реакции после имплантации политетрафторэтиленовой пленки в теноново пространство глаза кролика. Окраска гематоксилином и josuhom: a— диффузная лимфоцитарная инфильтрация теноновой капсулы через 1 неделю от начала эксперимента. Ув. х 24; б — капсула вокруг ПТФЭ спустя 2 недели после операции. Ув. х 24; в — неплотный контакт лоскута со склерой (3 месяца после вмешательства). Ув. х 24; г — замещение капсулы трансплантата жировой клетчаткой через 6 месяцев после имплантации. Ув. х 24.

ОБСУЖДЕНИЕ
Макроскопическое исследование полученных образцов показало, что даже через 6 месяцев после операции синтетический лоскут был недостаточно плотно спаян со склерой заднего полюса. Собственные находки совпали с результатами единственной работы по данной теме, выполненной W.G. Whitmore с соавторами (1990 г.). В ходе своих экспериментов исследователи обнаружили легкую инкапсуляцию ПТФЭ, который и в отдаленные сроки после имплантации сохранял определенную подвижность относительно склеры из-за отсутствия прочной связи с ней.
Таким образом, ни в предыдущих экспериментах [16], ни в собственных опытах единый морфологический комплекс «склера — политетрафторэтиленовый имплантат» получен не был. Причина очевидна — это выраженная биологическая инертность материала. Гистологическая картина в изучавшихся срезах служит наглядным тому подтверждением. Слабо выраженная макрофагальная реакция без образования гигантских клеток инородных тел, инкапсуляция ПТФЭ, ремоделирование и инволюция новообразованной соединительной ткани в регионе имплантации протекали весьма инертно. Аналогичную картину (легкое капсулообразование, минимальную клеточную инвазию в толщу полимера и незначительную кальцификацию по его периметру) через 4-6 месяцев после имплантации монолитного ПТФЭ наблюдали W.G. Whitmore с соавторами (1990 г.).
В общем, воспалительно-репаративная реакция при размещении ПТФЭ у склеры заднего полюса совершенно несравнима с эффектами от использования аллотрансплантатов [11-15] или сетчатых эксплантатов [3, 5, 6].
Как известно, механизм склероукрепляющего действия аллотрансплантатов заключается в их постепенном лизисе и замещении новообразованной соединительной тканью, ее перестройке и медленной инволюции на фоне выраженной асептической воспалительной реакции. За счет этого достигается требуемое утолщение склеры заднего полюса глазного яблока. При использовании медленно деструктирующих лавсана или мерсилена требуемую воспалителъно-репаративную реакцию стимулирует структурированная поверхность, обеспечивающая большую площадь контакта материала с живыми тканями.
Понятно, что при использовании двуосноориентированной политетрафторотиленовой пленки ни один из упомянутых механизмов укрепления склеры реализоваться не может. Так что в качестве материала для простых способов склеропластики изучаемая пленка не подходит. В то же время благодаря своей мягкости, эластичности, способности к некоторому растяжению, легкости моделирования и устойчивости к прорезанию швов она может оказаться удобным материалом для бандажных операций, о чем уже сообщали J.T. lacob-LaBarre с соавторами (1993 г., 1994 г.).

1.  Тарутта Г..П., Иомдина Е.Н., Андреева Л.Д., Лазук А.В.,
Брагин В.Е., Быкапов А.Н., Елисеева Е.В., Шустеров Ю.А.
Плазменно-модифицированный силиконовый трансплан­
тат  для  склеропластики  при  прогрессирующей   миопии.
Вести, офтальмологии, 2002; 118 (5): 28-30.
2. Уткин В.Ф. Силиконосклеропластика при прогрессиру­
ющей миопии у детей и подростков. Вести, офтальмологии
1987; 103 (3): 54-56.
3. Тарутта Е.Н., Андреева Л.Д., Маркосяи Г.А., Иомдина
R.H., Лазук А.В., Кружкова Г.В. Укрепление склеры новыми
видами синтетических материалов  при  прогрессирующей
близорукости. Вести, офтальмологии 1999; 115 (5): 8-10.
4. Андреева Л.Д., Тарутта Е.П., Иомдина Е.Н., Маркосян
Г.А., Лазук А.В., Киселева О.А. Морфологические особенно
сти   приживлении  синтетических   трансплантатов  после
склеропластики   в  эксперименте.   Вестн.  офтальмологии
1999; 115 (3): 15-18.
5. Бушуева Н.Н. Эксплантат для укрепления склеры при
хирургическом лечении прогрессирующей близорукости.
Офтальмол. журн.1992 (2): 70-73.
6.   Маркосин Г.А., Андреева Л.Д.  Новые синтетические
трансплантаты для склеропластики   VII съезд офтальмоло-
гов России: Тез. докл. М.: Издат. центр «Федоров», 2000. Ч. 1. с. 264-265.
7.  Hwang J.-M., Chang B.L. Delayed reattachment of extraoc-
ular  muscles in  rabbits  using thin polytelrafluoroethylene.
Ophthalmic Surg. Lasers 1997; 28 (1): 59-64.
8.    Jacob-LaBarre   J.T.,    Assouline   M..    Conway   M.D.,
Thompson H.W., McDonald M.B. Effects of .scleral reinforce
ment on the elongation of growing cat eyes. Arch. Ophthalmol.
1993, 111 (7): 979-986.

Биоинтегрируемый опорный элемент кератопротеза из отечественного политетрафторэтилена

Ю.С. Астахов, Р.Т. Хапчаев
Санкт-Петербургский Государственный медицинский университет им. акад. И.П.Павлова,
Санкт-Петербург, Россия

Отторжение кератопротеза no-прежнему остаётся наиболее частым осложнением операции протезирования роговой оболочки. Как правило, отторжению кератопротеза предшествуют асептический некроз роговой оболочки кпереди от опорной пластинки, отмечающийся в 10-100% случаев [3, 4].
Анализируя данные мировой литературы можно сделать вывод, что лишь к концу XX века наметились основные требования к материалу, используемому в качестве опорного элемента кератопротеза. До этого времени основные усилия специалистов, занимающихся проблемой кератопротезирования, были направлены на совершенствование формы опорной пластинки.
Пытаясь минимизировать степень патологического влияния на роговую оболочку опорной пластинки, авторы были вынуждены существенно уменьшать её площадь, в частности, за счёт количества перфораций и просветов. Это, в свою очередь, неминуемо приводило к ухудшению механического крепления конструкции кератопротеза в роговой оболочке.
В 1967 году H.Cardona для изготовления опорного элемента кератопротеза апробировал шесть видов синтетических волокон, используемых в сосудистой хирургии: дакрон, тефлон, силиконизированный тефлон, силастик, стекловолокно и целлюлозу. В итоге экспериментов наилучшие результаты с наименьшей реакцией роговичной ткани получены при использовании дакрона, тефлона и силастика.
В последние годы стало очевидным, что опорная пластинка кератопротеза должна быть соединена с окружающей тканью посредством клеточной инвазии. Отторжение кератопротеза напрямую связано с отсутствием интимного, близкого к физиологическому, соединения материала опорного элемента с тканью роговицы. С этой целью различными авторами были предложены в качестве материалов для изготовления опорного элемента кератопротеза относительно недавно появившиеся разнообразные пористые полимеры.
В последнее время внимание ведущих специалистов, пытающихся создать кератопротез с синтетическим биоинтегрируемым опорным элементом, ввиду своих уникальных свойств, привлёк синтетический полимер -- политетрафторэтилен (ПТФЭ). Именно ПТФЭ, по нашему мнению, является наилучшим для изготовления опорной пластинки кератопротеза.
Высочайшая биологическая инертность ПТФЭ позволяет широко применять его не только в медицинских приборах, но и при трансплантации внутренних органов человека. ПТФЭ применяется для изготовле­ния протезов кровеносных сосудов, элементов искусственных клапанов сердца, искусственного сердца, перикарда и во многих других областях эндопротезиро-вания [5].
Всестороннее исследование D.R. Caldwell и J.T. Jj-cob-LaBarre (1988), применявших в эксперименте семь керамических и пористых материалов сетчатого или губчатого строения, а также десять гибких или прозрачных полимеров, позволило им сделать вывод, что лучшим из протестированных материалов для изготовления опорной части кератопротеза является пористый политетрафторэтилен.
Авторы предложили собственную модель кератопротеза с опорной частью из ПТФЭ. Экспериментальные исследования были проведены на кошках. Данные наблюдений за животными в течение одного года позволили расценить результаты имплантации как удовлетворительные.
D.W. Lamberts и S.C. Grandon в 1978 году сообщили о применении для имплантации в роговую оболочку композитного материала из углеродного волокна и ПТФЭ, или Пропласта (коммерческое название материала), с размером пор от 100 до 500 мкм. Авторы показали, что диски из этого материала, имплантированные в роговицу кролика, не вызывают значительной реакции со стороны окружающих тканей, прорастают ими в течение 30 дней и частично васкуляризуются.
Результаты применения кератопротезов с опорной пластинкой из Пропласта первым опубликовал J.C. Barber (1993). Отторжение протезов, имплантированных в роговую оболочку кошек при сроке наблюдения 6 месяцев, автор зафиксировал в 18% случаев.
Другую структуру Пропласта с размером пор от 80 до 400 мкм в качестве опорного элемента кератопротеза использовали J.H. White и O.Gona (1988).

LG. Girard (1993) опубликовал клинические данные своих исследований по применению кератопротезов с опорной частью из Пропласта (139 глаз). Достоверное улучшение остроты зрения автор отметил в 32% случаев.
J.M. Legeais предложил новую модель кератопротеза с микропористой опорной пластинкой из растянутого политетрафторэтилена, имеющего структуру в виде плов полимера, соединенных фибриллами длиной 7-8 мкм [11]. Согласно патенту, ПТФЭ с фибриллярной структурой имеет слишком маленькие поры и не прорастает тканями роговицы; поэтому его дополнительно пронизывают порами, перпендикулярными поверхностям опорной пластины диаметром 20-150 мкм (лучше 50 мкм); толщина опорной пластины не более 0,3 мкм. Однако получение материала с перпендикулярными поверхности порами диаметром 20, 50 и даже 150 мкм представляет сложную технологическую задачу. Обычные способы получения пористого ПТФЭ не обеспечат получения открытых с двух концов прямолинейных пор одинакового размера. Такие поры могут быть получены, например, направленным лазерным или плазменным облучением, причем каждая пора должна быть получена в отдельности. Такой способ слишком дорог, чтобы найти широкое применение.
J.C. Barber и С. John предложили кератопротез с опорной пластинкой в форме кольца, выполненную из гидрофильного пористого материала, который может прорастать тканями роговицы [12]. Гидрофильный пористый материал представляет собой пористый ПТФЭ, наполненный сажей, или оксидом алюминия, чаще последним, в виде волокна.Кератопротезы такой конструкции имплантировали в глаза 11 кошек. 9 из имплантированных протезов оставались в глазу в течение 28 недель наблюдения, 2 протеза отторглись из-за воспалительных и

Рисунок 1. Участок политетрафторэгпиленового им-плантата в глубоких слоях роговицы, 3 месяца после операции, окраска: гематоксилин-эозин. 1 — ткань роговой оболочки; 2 — политетрафторэтилен; 3 — просветы сосудов с эритроцитами; 4 — соединительная ткань.

инфекционных осложнений.
Недостатком материала опорного элемента этого кератопротеза является то, что известная технология изготовления пластин из ПТФЭ волокна («войлоков») не позволяет точно воспроизводить их структуру и пористость, этот материал нельзя получить с заданной структурой.
Известно описание   кератопротеза, включающего оптический элемент, выполненный из оптически прозрачного материала, например, из полиметилметакрилата, и опорную пластину из пористого политетрафторэтилена или из пористого полиэтилена [13].
Однако результаты имплантации кератопротезов с использованием пористого ПТФЭ и технологии изготовления из него опорных элементов, оставляют желать лучшего. По нашему мнению, основная причина неудовлетворительных результатов операций связана с дефектом структуры опорной пластинки, так как до настоящего времени не удавалось найти требуемых параметров материала.
Целью настоящей работы являлась разработка и экспериментальная апробация нового биоинтегрируемого опорного элемента кератопротеза из синтетического материала для применения в хирургии протезирования роговой оболочки, позволяющего снизить риск развития специфических для данной операции послеоперационных осложнений.

МАТЕРИАЛЫ И МЕТОДЫ
На протяжении последних пяти лет нами, совместно со специалистами Российской военно-медицинской академии (проф. Э.В. Бойко, проф. Н.А. Ушаков), проводились научные исследования по разработке синтетического материала с хорошим показателем биоинтеграции для использования его в целях укрепления бельма перед операцией кератопротезирования. Данный материал был сформирован с учётом полученных нами данных специалистами научно-производственного комплекса «Экофлон» (Санкт-Петербург). Материал представлял собой кристаллический полимер — политетрафторэтилен с открытыми порами. Объёмная доля пространства пустот (пористость) нового материала достигала 40%, среднее расстояние между пустотами в объёме 25-30 мкм.
Нами было доказано, что через три месяца с момента имплантации пористого политетрафторэтилена в здоровую роговицу кролика происходит полное, сквозное прорастание всей толщи материала и заполнение всего объема пространства пустот полимера соединительной тканью и сосудами (рис. 1).

Рисунок 2. Схематическое изображение нового опорного элемента кератопротеза.

Рисунок 3. Глаз кролика спустя 10 дней после операции

Аналогичный материал был использован нами для изготовления нового опорного элемента кератопротеза. Сформированный материал являлся очень перспективным для изготовления из него совершенной опорной пластинки с большой площадью поверхности и без дополнительных инструментальных перфораций. Однако для создания идеального опорного элемента недостаточно только ценных свойств исходного материала. Существуют требования, которые, по нашему мнению, должны предъявляться к опорной пластинке в целом, в основном касающиеся её размеров и формы. Имплантированный в слои роговицы опорный элемент не должен создавать внутреннего напряжения окружающих его тканей, так как это неминуемо приведёт к их асептическому некрозу вследствие давления, истончению, последующему оголению опорного элемента и отторжению кератопротеза. Именно поэтому форма опорной пластинки должна максимально соответствовать кривизне роговицы.
Однако при ожогах роговицы (и некоторых других патологических состояниях) вследствие грубых патологических процессов в бельме, контур расслоенного бельма не является ровным и одинаковым и, оценивая радиус кривизны роговицы, можно говорить лишь о его приблизительном, среднем значении. Новая опорная пластинка кератопротеза, помимо базовой сферичности формы, за счёт своей мягкости и пластичности легко поддаётся дополнительному моделированию, вследствие чего помещённая в роговичную ткань пластинка максимально соответствует контуру расслоенного бельма и не создаёт внутреннего напряжения тканей. По нашему мнению, круглая форма является идеальной геометрической формой для опорного элемента. Именно она способна обеспечить кера-топротезу одинаковую устойчивость в бельме по всем направлениям.
Большое значение мы уделили краям опорного злемента. Даже несмотря на мягкость материала, во избежании малейшего травмирования окружающих тканей, по направлению к периферии толщина пластинки уменьшается и на краях имеет минимальное значение. Вследствие этого края опорного элемента отличаются особенной тонкостью и мягкостью.
Новый опорный элемент кератопротеза представляет собой диск, выпукло-вогнутой формы, диаметром 10 мм, толщина в центре у края трепанационного отверстия 0,4 мм и па крайней периферии 0,1мм, с отверстием в центре диаметром 2 мм и средним радиусом кривизны 7,5 мм (рис. 2). Большим достоинством опорной пластинки из политетрафторэтилена является также возможность её стерилизации любым методом — как нагревание в автоклаве, так и обработка различными антисептиками.
Для экспериментов мы использовали здоровых кроликов с неизмененной, прозрачной роговицей, идеально подходящей для визуального наблюдениям состоянием имплантата и ответной реакцией на него со стороны окружающей ткани в раннем и позднем послеоперационном периоде. Имплантация материала в неизменённую роговицу была также обусловлена тем, что здоровая роговица в сравнении с патологически изменённым бельмом (например, при ожоге), характеризуется гораздо более агрессивной реакцией отторжения имплантированного в неё чужеродного агента, что было доказано в исследованиях ряда авторов (Федоров С.Н., Мороз З.И., Зуев В.К., 1982; Пучковская Н.А. с соавт., 1970).
Экспериментальная часть работы выполнена на 10 кроликах (10 глаз) породы Шиншилла, массой 3,5-3,7 кг, под общей и капельной анестезией. Для наркоза использовали внутривенное введение тиопентала натрия. Для местной анестезии применяли инсталляции 0,4% оксибупрокаина (Инокаин; Promed, Индия).
У животного оперировали один глаз — для сохранения ориентации в окружающем пространстве и снижения риска возникновения послеоперационных осложнений. Концентрично склеральной части лимба производился разрез роговицы на глубину 4/5 её толщины, протяжённостью 3 мм. Через полученный разрез при помощи шпателя производили расслоение стромы роговой оболочки до крайней её периферии, на одном уровне. Разрез увеличивали до 9 мм. Имплантат при помощи специально изготовленного нами пинцета вводили в интраламеллярный карман. Операционную рану ушивали соответственно узловым и непрерывным швом (шёлк 8/0). В конце операции субконъюнктивально вводили гентамицин с дексаметазоном (0,2 / 0,1 мл).
После операции на протяжении пяти дней в оперированные глаза закапывали 0,3% раствор ципрофлокацина гидрохлорида (Ципромед; Promed, Индия). Первые двое суток после операции инстилляции антибиотика проводили 4 раза в день, в остальной период 2 раза в день. Помимо этого, на третьи сутки после операции проводили субконъюнктивальную инъекцию гентамицина с дексаметазоном (0,2 / 0,1 мл).

РЕЗУЛЬТАТЫ
Ранний послеоперационный период протекал спокойно. В первые сутки, как реакция на операционную травму, отмечалась лёгкая отёчность роговой оболочки. На 10 сутки отёк роговицы полностью исчезал (рис. 3).
В течение всего периода наблюдения за экспериментальными животными (1,5 года) не было отмечено даже признаков отторжения или миграции имплантата. Воспалительных и инфекционных осложнений, благодаря хорошей профилактике их развития, также не возникло. Роговица над имплантированной опорной пластинкой и во всех остальных отделах оставалась прозрачной, без каких-либо патологических изменений (рис. 4). При осмотре без щелевой лампы даже со-здавалось впечатление, что опорная пластинка располагается эпибульбарно.
При попытке с помощью хирургическпх инструментов извлечь имплантат изроговицы выявлялась очень прочная фиксация опорного элемента с окружающими его тканями.

Рисунок 4. Глаз кролика через 1 год после операции.

ЗАКЛЮЧЕНИЕ
Оценивая результаты экспериментальной работы, можно заключить, что разработанный опорный элемент кератопротеза удачно сочетает в себе все необходимые свойства, предъявляемые к нему с позиции современного протезирования роговой оболочки, что позволяет считать его наилучшим из известных на сегодняшний день опорных элементов конструкции протеза роговицы.

1.  Бедило В.Я. Отдаленные результаты сквозного проте­
зирования бельм, возникающих после тяжелых химических
ожогов. Офтальмол. журн. 1974; 6: 403-404.
2.  Водовозов.A.M.  Аллопластика роговицы  акриловой
пластмассой. Бюл. эксперим. биологии и медицины 1964; 7: 116-118.
3. Зуев В.К. Сквозное кератопротезирование роговой обо­
лочки при ожоговых бельмах. Автореф. дис. ... канд. мед.
наук. М., 1974.
4.  Мороз З.И. Медикотехнологическая система оптичес­
кого кератопротезирования: Дис.  ...  докт. мед. паук. М.,
1987.
5.  Паншин Ю.А., Малкевич С.Г., Дунаевская Ц.С. «Фторо­
пласты» Л., «Химия», 1978, с. 27;
6.  Федоров С.Н., Мороз З.И., Зуев В.К. «Кератопротезирование», М., 1982.

7. Cardona H. Nut and bolt mushroom transcorneal keratoprosthesis. Amer. J. Ophthal. 1969; 68(4):. 604-612.
8.  Choyce D. Perforating and nonperforating acrylic corneal
implants, including the Choyce 2-piece perforating keratopros
thesis. Ophthalmology 1969; 158: 292-300.
9.  De Voe A. Symposium: Keratoprosthesis. Hystory, tech
niques and  indications.  Trans.  Amer.  Acad.  Ophthal.  1977,
83(2):.249-251.
10.  Encyclopedia of Polymer Science and Technology. V.13
New  York -  London.   1970.   843  p.: Teflon Fluorocarbon
Resins — Safety in handling and use. Prospect of du Pont, 1970
(USA);
11. П. Патент США № 5713956, М.кл.? A61F 2/14, опубл. 03.02.1998.
12.   Патент США № 5489301, М.кл.6 А61 F2/14, опубл.
06.02.1996.
13.   Патент США  №  6106552,  М.кл.7   A61F2/14, опубл.
22.08.2000.