FR 2502939 A1 19821008 FR 8206309 A 19820406 La présente invention concerne la tige d'une prothèse d'articulation et l'ancrage de celle-ci dans ou sur un os. Actuellement, la plupart des tiges de prothèse utilises sont de section transversale circulaire, quadrangulaire, en forme de lande ou de lemniscate. Dans la forme de section transversale, elles constituent un assemblage cohérent, non articulé. En outre la technique d'implantation comprend en principe deux procédés d'ancrage. Suivant le premier procédé, qui est le plus fréquemment employé, l'ancrage est réalisé au moyen du système dénommé à ciment osseux" (systèmes Charnley, Charnîey-Mùller, Weber-Huggler et autres). Le ciment osseux est, dans son type le plus souvent utilisé, un polymethylmétacrylate, comme matière synthétique à deux composants. Lors de la polymérisation, il se produit par instant des températures élevées, non physiologiques, qui attaquent également partiellement l'os et parfois le détruisent. A beaucoup d'endroits, il est nécessaire que le ciment osseux assure la transmission des forces de la tige de prothèse à l'os. Il en résulte ici un double danger pour l'ancrage de la prothèse.D'une part, le ciment osseux qui est, de toute manière, le partenaire de plus faible résistance dans la liaison entre métal ciment osseux et os, subit souvent une introduction de sang lors de la mise en place par enfichage, de telle sorte que sa capacité de support se trouve réduite et qu'il se produit prématurément un fissurage du ciment sous l'effet d'une charge. D'autre part, la forme de lame ou forme polygonale de la section transversale implique des tensions de cisaillement extrêment élevées qui provoquent des fissures permanentes dans le ciment et finalement un relâchement de l'ancrage de la prothèse dans ou sur l'os du patient. Enfin, des fentes capillaires formées entre le ciment osseux, la tige de prothèse et l'os, constituent un terrain favorable à la croissance de germes qui, d'après Buchholz, sont responsables d'infections secondaires profondes, aboutissant à un relâchement de l'ancrage de la prothèse. Le second prodé, dénommé "ancrage sans ciment" doit éviter les risques mentionnés ci-dessus. On peut mentionner à ce sujet les prothèses constituées en céramique et métal avec un profil à nervures de support ou avec une structure de surface appropriée (d'après Mittelmeier, Judet entre autres). Dans tous ces types de tiges d'ancrage de prothèse sans ciment, il peut se produire, entre la tige et l'os, des pointes de charge considérables, qui ont pour conséquence une résorption de l'os et ainsi un relâchement de l'ancrage. En outre, il est connu, depuis une demi-décade, et d'après de nombreuses études biomécaniques (Dornier/Rôhrle et autres notamment) que, dans le cas des tiges de prothèse et ancrages usuels, l'os est soumis à des sollicitations de caractère non physiologique.Lors d'une sollicitation trop élevée ou trop faible, d'après Wolff et autres, la constitution physiologique dé l'os est détruite. Une tige de prothèse qui transmet la force dans l'os suivant le principe physiologique de ceinturage de pression et de traction, ne provoque pas de tensions comparables à celles qui interviennent dans un os sain soumis à des charges. Dans la presque totalité des prothèses usuelles, on aboutit à une destruction sensible de l'os vivant, provoquée par l'obturation de l'extrémité osseuse, nécessitée par la construction même de la prothèse, ce qui peut également aboutir à un relâchement de l'ancrage. D'après les études micro-angio-graphiques de Rhînelander, l'effet Corticalis est principalement entretenu par la disposition histologique de la fermeture de l'extrémité de l'os. Cette dernière n'est d'ailleurs pas possible dans le cas de tiges de prothèse avec répartition uniforme de la charge sur grande surface, lorsque la tige remplit la totalité de l'espace libre de la moelle. En conséquence, l'invention a pour but de ffi# réaliser une tige de prothèse avec ancrage de celle-ci sur ou dans un os, qui ne présente pas les inconvénients mentionnés ci-dessus. Plus particulièrement, l'ancrage doit pouvoir être réalisé sans le ciment osseux habituel, et doit assurer aussi bien une fixation primaire qu'une fixation permanente. Elle doit être compatible biologiquement, satisfaire du point de vue biomécanique aux exigences physiologiques, aussi bien lors du déplacement que dans le cas de charge permanente, et pouvoir être ancrée solidement et durablement à l'os. Elle doit ainsi simplement correspondre aux exigences d'une arthro-plastie à faible friction. Dans ce but, l'invention est caractérisée en ce que la tige de prothèse est constituée par plusieurs barres individuelles qui permettent la transmission des forces, suivant le principe de ceinturage de traction et compression, sur la face physiologique de tension de traction et de compression de l'os, sans remplir complètement l'espace de la moelle. Grâce au domaine élastique, mais de forme stable, prévu dans la partie supérieure de la tige de prothèse, le ceinturage à la traction et à la pression est favorisé. Pour le raccordement à l'os, les barres individuellés sont pourvues d'une denture, ou d'une autre structure de surface connue dans la technique des implantations. Grâce à sa direction d'action, à sa forme, et à sa grandeur, on est assuré que les forces de traction et de pression dans la tige de prothèse, dues au poids du corps, à une force dynamique, ou à la traction de muscles, sont appliquées sur l'os, dans une mesure identique ou comparable aux tensions physiologiques dans un os normal. Pour la fixation primaire de la tige de prothèse, il est possible de mettre en oeuvre des chevilles ou douilles fixes, élastiques ou extensibles, ou éléments analogues, qui pressent les barres avec leur denture, ou leur structure superficielle, contre l'os, en s'accrochant dans celui-ci. Grâce à leur élasticité, les barres de la tige peuvent s'adapter largement à la forme particulière de l'os en question. De cette manière est assurée une transmission des forces sur une grande surface, ce qui évite une charge ponctuelle qui provoquerait une résorption. En outre, le processus de nourriture de l'os à partir de son extrémité, n'est pas sensiblement compromis, grâce à la forme en plusieurs membres de la tige. Une électrostimulation sert également à l'ancrage fixe de la tige de prothèse dans l'os. Il est connu que l'électrostimulation agit en trois phases, à savoir Dans la phase initiale, il se forme, après une hyperemie primaire et une irrigation vasculaire accrue, un mésenchyme formateur de tissu osseux qui conduit à une angiofibromatose. Cette zone à formation osseuse suractivée constitue la zone enveloppe. Dans la phase intermédiaire se produit le développement de tissu osseux sclérotique spongieux formateur de structure avec début d'insertion de calcium. Dans la phase finale se produit un tissu osseux définitif, lamellaire, calcifié, orienté. Grâce à la forme spéciale et à la position de la cathode, autour de laquelle se forme le nouvel os, la tige de prothèse est entourée de tissu spongieux solide capable de supporter des forces. Ce tissu spongieux, causé par l'électro- stimulation est traversé par un réseau dense suffisant pour nourrir l'os. Pour favoriser la formation d'os et la fixation de la tige de prothèse, on introduit des copeaux d'os dans les espaces compris entre les douilles. L'invention est expliquée ci-après à l'aide d'exemples de réalisation avec d'autres caractéristiques, avec référence aux dessins annexés dans lesquels la figure 1 est une vue schématique en élévation latérale d'une endoprothèse avec tige à éléments groupés en faisceau, destinée à remplacer l'articulation de la hanche, insérée dans l'os d'entourage et adjonction d'un stimulateur électrique pour la formation d'os nouveau la figure 2 est une vue schématique en coupe à travers la tige de prothèse de la figure 1 et l'os qui l'entoure la figure 3 est une vue en élévation de la figure 1 en direction de la flèche A ; la figure 4 est une vue schématique d'une autre forme de réalisation d'une tige à deux éléments insérée dans l'os environnant la figure 5 est une vue en élévation en direction de la flèche B de la figure 4, la figure 6 est une vue en coupe de la tige de prothèse de la figure 4 la figure 7 est une vue en coupe schématique transversale d'une tige de prothèse suivant une autre forme de réalisation, comprenant ici trois barres et l'os environnant Les figures 1 et 3 montrent une tige de prothèse d'un type nouveau qui se compose d'un faisceau de barres individuelles.La tige de prothèse peut être une seule pièce coulée, ou bien les barres individuelles (1, 2, 3 et 4) peuvent être fixées dans une collerette 5 (figure 3) au moyen de cones de serrage ou de filetages ou analogues Toutes les pièces peuvent etre en métal ou en un matériau complexe fibreux. L'articulation entre les barres individuelles 1 à 4 assure la transmission des forces dans l'os, suivant le principe de ceinturage à la traction et à la compression sur les côtés physiologiques de tension de traction 6 et de tension de compression 7 (figure 2) de l'os. Cela est favorisé par le domaine 8, dans une certaine mesure élastique, des barres 1 à 4. Pour leur raccordement à l'os 6, 7, les barres sont pourvues d'une denture 9, 10, ou d'une autre structure de surface connue dans la technique des implantations.Cette denture ou structure de surface est prévue de telle manière qu'elle soit efficace, sur la partie latérale 6 de l'os, contre une charge de traction, et sur la partie centrale de l'os 7, contre une charge de compression. Pour la fixation primaire de la prothèse, sont prévues des chevilles ou douilles élastiques 11, 12, 13, ou, comme représenté dans la figure 4, des douilles expansibles 24, qui pressent la denture 9, 10 des barres 1 à 4 dans la paroi 6, 7 de l'os et mettent en prise les dents ou la structure de surface. Sous l'effet de la charge et de la stimulation électrique, il se forme un nouveau tissu osseux autour des barres 1 à 4. A partir du stimulateur 14, par un ou plusieurs câbles 25, les cathodes 15, 16, 17, 18 sont introduites dans 1 ì espace moelleux et disposées centralement ou dans toute autre position appropriée. L'anode 19 est raccordée par un câble séparé 20, au stimulateur électrique 14, et elle est fixée, avec un raccord de serrage 21 au trochanter principal. En vue d'accélérer la fixation de la prothèse, on introduit des fragments d'os dans la zone 8 et dans les espaces intermédiaires 22, 23 entre les douilles 11, 12 et 13. A titre d'exemple, le signal du stimulateur 14 est délivré dans une fréquence de 38 à 43 Hertz, une durée de connexion de 30 à 58 % et un potentiel compris entre 300 et 900 millivolts. La figure 2 est une vue en coupe transversale de la constitution en forme de faisceau des barres individuelles 1, 2, 3 et 4. Le nombre et la grosseur des barres, ainsi que leur longueur, peuvent être choisi en fonction de la forme et du diamètre de l'os et de la charge. Les barres sont fixées de manière interchangeable dans la collerette 5 au moyen de cônes de serrage ou douilles de blocage connues de la technique. Dans les figures 4, 5 et 6, la tige de prothèse est constituée par deux barres 1 et 2. Le groupement ou faisceau de la tige de prothèse commence directement à la sortie de la collerette 5. Comme variante à la réalisation de la figure 1, sont prévues ici quatre douilles expansibles 24 pour presser les barres 1, 2 contre l'os 6, 7. Comme il a été expliqué à propos de la figure 1, il est prévu, dans la tige de prothèse, une zone élastique 8. Les espaces intermédiaires 22, 23 entre les douilles expansibles 24, ainsi que la zone supérieure 8 de l'os sont remplis avec des fragments d'os, pour accélérer l'incorporation de la tige. Dans la figure 7 est représentée une tige de prothèse composée de trois barres 1, 2, 3. -REVENDICATIONS 1. Tige avec dispositif d'ancrage d'une prothèse d'articulation, caractérisé en ce que la tige consiste en deux barres ou en un faisceau de barres d'ancrage individuelles (1, 2, 3, 4) qui forment, avec une collerette de prothèse (5) une seule pièce coulée, ou qui sont assemblées comme pièces interchangeables, qui peuvent, grâce à leur élasticité, s'adapter aux parois de l'os, et qui, pour une fixation primaire, sont pressées contre l'os, au moyen de chevilles ou douilles fixes, élastiques, ou expansibles (11, 12, 13, 24), ou analogues, et qui s'incrustent dans l'os avec une denture (9, 10) ou une structure de surface appropriée. 2. Dispositif d'ancrage suivant la revendication 1, caractérisé en ce que, pour hâter l'incorporation de la tige, est utilisée une stimulation électrique sous la forme d'un appareil implanté (14). 3. Dispositif d'ancrage suivant l'une des revendications 1 et 2, caractérisé en ce que plusieurs cathodes (15 à 18) sont disposées dans l'os, et l'anode (19) qui est raccordée par un câble séparé (20) au stimulateur électrique (14) est fixée dans le trochanter majeur par un cône de serrage (21). 4. Dispositif d'ancrage suivant l'une quelconque des revendications 1 à 3, caractérisé en ce que le signal du stimulateur (14) est délivré dans une fréquence de 38 à 43 Hertz, une durée de connexion de 30 à 58 % et un potentiel compris entre 300 et 900 millivolts. 5. Dispositif d'ancrage suivant l'une quelconque des revendications 1 à 4, caractérisé en ce que la tige elle-même constitue la cathode pour l'électro-stimulation.