FR 2826281 A1 20021227 FR 0108164 A 20010621 La présente invention concerne, d'une manière générale, le domaine des prothèses oculaires et, plus particulièrement des billes intraorbitaires destinées à être utilisées après une énucléation et/ou une éviscération. De manière spécifique, la présente invention a pour objet une nouvelle bille intraorbitaire destinée à combler le volume laissé vacant suite à ladite énucléation et/ou éviscération, ainsi que l'utilisation d'une telle bille intraorbitaire. L'utilisation de billes intraorbitaires est connue en chirurgie ophtalmique depuis longtemps (1,2, 3) [les chiffres en gras, entre parenthèses, renvoient à la liste de références bibliographiques annexée] et a particulièrement été développée dans les années 40-50, en conséquence du grand nombre de blessés au visage au cours de la seconde guerre mondiale (4,5). Ces billes étaient constituées de verre, de PMMA (polyméthylméthacrylate) ou encore de silicone. Cependant, aucun de ces matériaux ne donne pleinement satisfaction, non seulement du fait qu'ils sont, pour la plupart, rejetés par l'organisme ou qu'ils sont à l'origine d'infections ou d'allergies, mais aussi du fait que ces matériaux ne sont pas capables d'être vascularisés et colonisés par les tissus environnants et donc n'autorisent pas la fixation des muscles oculomoteurs directement sur ladite bille. Pour remédier à ces inconvénients, il a été proposé une technique qui consiste à recouvrir les billes intraorbitaires d'un tissu biocolonisable, comme de l'aponévrose temporale, du fascia lata autologue, ou un treillis synthétique comme, par exemple, du PTFE expansé (6,7, 8), ce qui, à terme, permet la fixation des muscles oculomoteurs. Si cette technique a représenté un réel progrès, elle ne règle qu'en partie les problèmes liés au rejet et aux infections et ne permet qu'une colonisation et une vascularisation superficielles de la bille intraorbitaire. Les billes intraorbitaires actuelles sont en hydroxyapatite (HA), naturelle ou synthétique, (9, 10,). Ce matériau présente l'avantage d'être partiellement biocompatible, non toxique, non allergisant pour l'homme (11, 12) et surtout vascularisable et colonisable par les tissus fibro-vasculaires environnants du fait de l'existence de pores intercommuniquants de diamètre régulier. Cependant ce matériau n'est pas totalement satisfaisant, d'une part en raison de son coût et de sa difficulté à mettre en oeuvre et, d'autre part, de sa solubilité dans l'organisme, de l'ordre de 30%, ce qui peut entraîner des complications à long terme, comme des réactions inflammatoires. Il est également connu, d'après la demande de brevet WO 98/10715, d'utiliser une céramique métallique frittée poreuse, telle que l'alumine, pour la fabrication desdites billes intraorbitaires. L'utilisation d'alumine permet d'obtenir une bille intraorbitaire présentant une forte innocuité et une forte stabilité dans le temps. Un autre avantage de l'alumine est sa grande solidité qui permet, lorsque la bille est forée et reçoit dans le puits ainsi réalisé un entraîneur de prothèse, d'avoir un taux d'érosion et de descellement moins élevé. Bien que l'alumine présente certains avantages par rapport à l'utilisation de l'HA, il n'en reste pas moins qu'une bille intraorbitaire constituée d'un tel matériau demeure un corps étranger à l'organisme et, de ce fait, peut, à long terme, être l'objet de rejets et/ou d'infections. De telles complications peuvent se produire, par exemple, au cours de manipulations ultérieures, comme le perçage de la bille intraorbitaire pour y fixer l'entraîneur d'un implant. En outre, il n'a pas été réalisé, à ce jour, sur l'alumine, d'étude mettant en évidence une bonne vascularisation et biocolonisation à long terme. La présente invention a pour but de remédier à l'ensemble de ces inconvénients, but qui est atteint en ce sens que la bille intraorbitaire qu'elle propose est, au moins en partie, constituée d'une céramique poreuse formée d'une matrice d'hydroxyapatite et de phosphate tricalcique. Dans une forme d'exécution préférée, le bille intraorbitaire objet de la présente invention est constituée, en totalité, d'une céramique poreuse formée d'une matrice d'hydroxyapatite et de phosphate tricalcique. Une telle bille intraorbitaire en hydroxyapatite et phosphate tricalcique (matière désignée ci-après par HATCP) est non seulement intégrée par l'organisme, mais aussi "digérée et transformée en os par celui-ci. L'HA-TCP est un matériau utilisé dans le cadre d'autogreffes osseuses, c'est-à-dire pour la réparation des pertes de substance osseuse. Il a, en effet, été montré que l'HA-TCP constitue un matériau ostéoconducteur et qu'il favorise la repousse osseuse (13). Plus particulièrement, une telle repousse osseuse est expliquée par le fait que les ostéoblastes humains, provenant des structures osseuses environnantes, peuvent pénétrer, s'installer et proliférer à l'intérieur des macropores de l'HA-TCP, reconstruisant ainsi un tissu osseux (14,15). Au cours de ses recherches, le demandeur a, de manière tout à fait inattendue et contrairement à ce qui était jusqu'à présent considéré comme admis par l'homme du métier, mis en évidence que l'HA-TCP peut subir une ossification au contact des muscles et de la graisse orbitaires, en dehors de toute proximité osseuse. En effet, il a montré qu'une bille intraorbitaire en HA-TCP implantée dans la graisse orbitaire, c'est-à-dire sans aucun contact avec un quelconque tissu osseux, est en partie transformée en os. Les résultats obtenus par le demandeur montrent qu'environ 30% de l'HA-TCP, essentiellement répartis sur la surface de la bille, sont transformés en os après une période d'environ 270 jours. Sans vouloir être lié par une quelconque théorie, le demandeur avance l'explication suivante. L'HA-TCP, après son implantation, commence à être"digéré"par l'organisme, c'est-à-dire qu'une partie de l'HA-TCP disparaît au profit de la formation d'un tissu fibreux. Ce tissu est progressivement détruit par les ostéoclastes et les ostéocytes provenant de la transformation des fibroblastes du tissu conjonctif et de la graisse orbitaire avoisinants, puis les ostéoblastes édifient une nouvelle matrice protéique et assurent la nucléation du cristal osseux, ce qui aboutit à la formation d'os. Il semble que le TCP joue un rôle d'inducteur de la formation des ostéoclastes, des ostéocytes ainsi que des ostéoblastes, et plus particulièrement de la transformation des fibroblastes, présents à l'état indifférencié au sein des tissus avoisinants, en ostéoblastes, ostéoclastes et ostéocytes. Il s'ensuit que la tolérance à long terme, par l'organisme, de la bille intraorbitaire objet de la présente invention est améliorée, ce qui constitue un progrès considérable de la technique. En pratique, l'HA-TCP renferme environ 75% de HA et environ 25% de TCP. Plus particulièrement, un mode de réalisation des blocs céramiques poreux de HA-TCP consiste à former une suspension de l'HA et du TCP dans un milieu approprié puis, en utilisant une technique issue de l'industrie céramique, à imprégner un support en mousse à l'aide de ladite suspension et à effectuer une étape de frittage au cours de laquelle la mousse est détruite, la disparition correspondante de matière donnant naissance à des pores dans le bloc fritté résultant. Cependant, toute technique ou procédé connu de l'homme du métier peut être utilisé pour la réalisation des blocs céramiques de HA-TCP. Dans une forme d'exécution préférée, la bille intraorbitaire objet de la présente invention renferme, de préférence, au moins 25% de phosphate tricalcique, et mieux entre 25 et 55% de phosphate tricalcique. En effet, le TCP étant supposé être le facteur "responsable", ou tout du moins l'inducteur, de l'ossification, c'est-à-dire de sa transformation en os, des billes qui présentent une concentration en TCP supérieure à 25% permettent d'améliorer et/ou d'accélérer cette ossification. Selon une première caractéristique, la bille intraorbitaire objet de la présente invention a un diamètre qui est compris entre environ 15 et environ 25 mm, préférentiellement entre 20 et 22 mm. L'utilisation d'une bille présentant une diamètre légèrement supérieur à celui des billes le plus couramment utilisées actuellement (c'est-à-dire environ 18 mm) permet d'éviter l'apparition du syndrome de l'énuclée (différents troubles associés à l'instabilité positionnelle de la bille intraorbitaire et/ou de la prothèse oculaire) sans nécessiter l'ajout d'éléments supplémentaires en arrière de la bille. Selon une autre caractéristique, la présente invention concerne une bille intraorbitaire telle que décrite plus haut dans laquelle la taille des pores dudit HA-TCP est comprise entre environ 400 et environ 700 p. m, préférentiellement 500 m. Cette taille de pores est déterminée de manière à optimiser la vascularisation et la colonisation de la bille intraorbitaire et ainsi, assurer une bonne stabilité et une bonne résistance aux infections, bien qu'une telle vascularisation et colonisation soient aussi observées avec des pores légèrement plus petits ou plus grands. La bille intraorbitaire objet de la présente invention, une fois intégrée et vascularisée par l'organisme pourra, d'une manière connue en soi, être perforée de manière à recevoir un entraîneur de prothèse oculaire. Actuellement, les parois du puits foré dans la bille ont tendance à s'user sous l'effet du frottement de l'entraîneur, avec pour résultat, non seulement des déformations irréversibles dudit puits, mais encore diverses pathologies, comme par exemple le non-recouvrement conjonctival aboutissant à la mise à l'air de la bille, le granulome pyogénique ou encore des infections diverses (16). Plusieurs techniques ont été proposées pour remédier à ces inconvénients, comme par exemple l'insertion dans le puits d'un manchon fileté en titane gainé d'hydroxyapatite, ou encore l'utilisation d'un matériau souple, mais non flaccide, pour réaliser ledit entraîneur. La présente invention apporte une nouvelle solution à ce problème du fait qu'elle diminue les risques d'infection, ou de toute autre pathologie, qui résulterait des suites du perçage du puits. En effet, il n'est plus question de percer un corps étranger à l'organisme, ce qui est à l'origine des pathologies observées, mais bien de percer un tissu osseux, tissu qui est le résultat de la transformation de l'HA-TCP en os. En outre, comme il a été observé, l'ossification de l'HA-TCP se produit au niveau de la couche superficielle de la bille intraorbitaire, couche au sein de laquelle est pratiqué le forage du puits. Dans le cas où il a été procédé à une éviscération avec préservation de tout ou partie de la sclère, la bille intraorbitaire sera"habillée"à l'aide de ladite sclère ou de ce qu'il en reste et les muscles oculomoteurs seront directement fixés sur ladite sclère. Dans le cas contraire, c'est-à-dire sans préservation de la sclère, comme c'est le cas lors d'une énucléation, il est alors nécessaire de traiter la bille intraorbitaire de manière à assurer la fixation des muscles oculomoteurs. Dans cette hypothèse, la présente invention concerne une bille intraorbitaire telle que décrite précédemment qui est recouverte d'une substance permettant la fixation des muscles oculomoteurs. Des substances présentant les caractéristiques voulues peuvent consister, par exemple, en de l'aponévrose temporale, du fascia lata autologue, ou un treillis synthétique comme, par exemple, du PTFE expansé. La présente invention concerne également l'utilisation de billes intraorbitaires telles que décrites dans la présente description pour combler le volume laissé vacant dans l'oeil après une éviscération et/ou une énucléation. La bille intraorbitaire objet de la présente invention peut être mise en place par le chirurgien de manière tout à fait classique, selon les procédures connues de l'homme du métier. REFERENCES 1. BONNET M.,"Nouvelles recherches sur l'anatomie des aponévroses et des muscles de l'oeil", Ann. Ocul., pp. 5-27, (1841) 2. FERRAL JM.,"Anatomy and pathology of certain structures in the orbit not previously described", Dublin J. Med. Sci., 19, p. 355 (1841) 3. MULES PH.,"Evisceration of the globe, with artificial vitreous", Trans. Ophthalmol. Soc. UK, 5, pp. 200-206 (1885) 4. RUEDMANN AD.,"Plastic eye implant", Am. J. Ophthalmol., 29, pp. 947-952 (1946) 5. CUTLER NL.,"A positive contact ball and ring implant for use after enucleation", Arch. Ophthalmol., 37, pp. 73-81, (1947) 6. LEATHERBARROW B., WWARTZ J., SUNDERLAND S., BRAMMAR R. & NICHOL E.,"The"baseball"orbital implant : a prospective study", Eye, 8, pp. 569-576 (1994) 7. 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Bille intra-orbitaire destinée à combler le volume laissé vacant dans l'oeil après une éviscération et/ou une énucléation, caractérisée en ce qu'elle est, au moins en partie, constituée d'une céramique poreuse formée d'une matrice d'hydroxyapatite et de phosphate tricalcique. 2. Bille intraorbitaire selon la revendication 1, caractérisée en ce que ladite céramique poreuse renferme au moins 25% de phosphate tricalcique. 3. Bille intraorbitaire selon la revendication 1 ou 2, caractérisée en ce que ladite céramique poreuse renferme entre 25 et 55% de phosphate tricalcique. 4. Bille intraorbitaire selon l'une quelconque des revendications 1 à 3, caractérisée en ce qu'elle a un diamètre compris entre environ 15 et environ 25 mm, préférentiellement entre 20 et 22 mm. 5. Bille intraorbitaire selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisée en ce que la taille des pores de ladite céramique poreuse est comprise entre environ 400 et environ 700 p. m, préférentiellement 500 p. m. 6. Bille intraorbitaire selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisée en ce qu'elle est recouverte d'une substance permettant la fixation des muscles oculo-moteurs.