FR 2628628 A1 19890922 FR 8803489 A 19880315 La présente invention concerne un dispositif muni de moyens d'ancrage destinés à des implants orthopédiques. Elle concerne plus particulièrement les prothèses fémorales. Depuis l'apparition des prothèses fémorales utilisées d'abord dans le cadre du traitement des fractures du col fémoral, ensuite dans le cadre du traitement des coxarthroses, on s'est toujours heurté au problème de la stabilité primaire ou à long terme des prothèses implantées. La prothèse de Moore, à petite queue fémorale courbe, d'abord fenêtrée dans sa partie métaphysaire et trochantérienne, possédait par ailleurs un aileron trochantérien destiné à lutter contre les forces de rotation axiale de cette tige courbe. Les fenêtres aménagées dans la prothèse devaient être comblées par des greffons osseux pour augmenter la stabilité et l'adhèrance de la prothèse par un blocage biologique. Malgré l'aileron trochantérien et la forme courbée en virgule de la tige fémorale, on voyait apparaître, à plus ou moins longue échéance, quand ce n'était pas initialement lors de la mise en place, une instabilité rotatoire. Cette instabilité entraînait des douleurs, une varisation secondaire à long terme avec risque de fractures par lyse corticale fémorale externe, en regard de l'extrémité inférieure de la tige fémorale. Avec l'apparition des ciments, le problème de la stabilité rotatoire et axiale semblait résolu. Ces ciments sont constitués par un mélange d'un polymère et d'un isomère préparé extemporanément et dont la polymérisation se fait au cours d'une réaction exothermique agressive pour les tissus en contact. Très vite, on s'est trouvé confronté à différents problèmes dus au descellement de la prothèse et au fait que le ciment se comporte comme un corps étranger. Le descellement de la prothèse peut apparaître selon deux modalités : soit entre le ciment et l'os, soit entre le ciment et la prothèse elle-même. Les causes de descellement peuvent être nombreuses choc, remaniement osseux, fracture partielle du ciment, infection larvée, etc. mais le descellement aboutit toujours à la constitution d'un granulome au contact du ciment. Ce granulome diminue l'adhérence de la prothèse avec apparition d'un descellement secondaire assymptomatique ou le plus souvent douloureux, entraînant varisation et fracture du ciment. L'instabilité et les douleurs sont alors aggravées. Par ailleurs, le granulome entraîne à la longue un amincissement et une fragilisation de la corticale qui peut se fracturer. D'autre part, une prothèse scellée peut s'infecter soit en per opératoire, soit, secondairement, par essaimage à distance au cours d'une bactériémie, et la présence du ciment rend toute antibiothérapie curative très aléatoire, pour ne pas dire illusoire. Une prothèse infectée doit être traitée par une ablation complète du ciment et de tous les tissus infectés. Cette ablation du ciment n'est pas toujours aisée et entraîne souvent une agression supplémentaire sur un os fragilisé, lors du curetage de la face interne du canal médullaire. On notera également, à propos des ciments, les défauts techniques susceptibles d'apparaître lors de leur utilisatiop. Si on utilise trop tardivement le ciment préparé, au début de sa phase de polymérisation, sa structure fémorale n'est pas homogène, et il risquera donc de se fracturer. Si la mise en place du ciment est trop généreuse, le canal médullaire est comblé en totalité et il sera alors déshabité sur le plan vasculaire. Inversement, une absence de cimentage de l'extrémité de la queue de la prothèse est encore plus grave que l'excès de ciment très au-delà de celle-ci dans le canal médullaire. Enfin, du ciment interposé entre la collerette de la prothèse utilisée et le calcar est un facteur de descellement à long terme. Pour pallier aux inconvénients du ciment, on a pensé à utiliser des prothèses dites autobloquantes dont la forme, ainsi qu'un choix de tailles différentes pour chaque type de prothèse, devaient garantir une bonne fixation de celles-ci dans le fémur. Ces prothèses autobloquantes sont introduites en force dans le canal médullaire pour augmenter leur adhérence à l'os et éviter le risque d'instabilité rotatoire et axiale. Elles peuvent, par ailleurs, présenter une surface irrégulière destinée à améliorer cette adhérence. Cette impaction en force n'est pas sans inconvénient, et il est conseillé de tarauder l'intérieur du canal médulaire afin que celui-ci admette une prothèse d'essai qui descende déjà jusqu'à 1 à 2 centimètres au-dessus de la ligne de section du calcar, la prothèse définitive étant ensuite impactée en force sur les 2 centimètres restants. Cette impaction se fait donc avec des risques de fracture, surtout dans le fémur fragile et ostéoporique du sujet âgé, avec comme conséquences : soit l'utilisation d'une prothèse autobloquante d'une taille un peu inférieure à la taille idéale pour se prémunir contre ce risque; soit l'utilisation concomittante de ciment pour augmenter la stabilité sans impacter trop vigoureusement avec là, à nouveau, apparition des inconvénients liés à l'utilisation de celui-ci. t'objet de la présente invention consiste à prévoir une prothèse pourvue de moyens d'ancrage dans le fémur assurant une bonne stabilité, sans utiliser de ciment. Selon une caractéristique de l'invention, la tige de la prothèse comporte une pluralité de fenêtres dans sa paroi externe, régulièrement réparties sur son pourtour et sur une partie de sa hauteur, une pluralité d'ergots engagés chacun dans une desdites fenêtres, et un moyen pour expanser ou rétracter progressivement lesdits ergots par rapport à la face externe de la tige. Selon une autre caractéristique de l'invention, la tige présente une partie creuse sensiblement tronconique, évasée vers le haut et prolongée par une partie cylindrique, également creuse, et taraudée, un noyau de forme tronconique complémentaire étant vissé dans la partie cylindriqùe de la tige, lesdits ergots étant solidaires de barrettes placées entre ledit noyau et la face interne de la partie tronconique de la tige, et orientées selon les génératrices dudit noyau. Selon une autre caractéristique de l'invention, les ergots supérieurs sont plus grands que les ergots inférieurs. Selon une autre caractéristique de l'invention, l'expansion des ergots supérieurs est plus importante que celle des ergots inférieurs. Les caractéristiques de l'invention mentionnées ci-dessus-, ainsi que d'autres, apparaîtront plus clairement à la lecture de la description faite en relation avec les dessins joints, parmi lesquels: la Fig. 1 est une vue en plan d'une prothèse selon l'invention, les Figs. 2A et 2B sont des vues en coupe de la prothèse de la Fig. 1, selon l'axe de sa tige, illustrant respectivement un état où les ergots sont rétractés et un état où les ergots sont expansés, et les Figs. 3A et 3B sont des vues partielles en coupe, représentant respectivement les mêmes états que les Figs. 2A et 23, et illustrant le fonctionnement d'une forme de réalisation préférée de l'invention. La prothèse montrée aux Figs. 1, 2A et 2B comporte une tige fémorale 1, un col 2 et une sphère céphalique 3. La partie supérieure du col 2 est tronconique et rentre en force dans la sphère céphalique 3. Dans une autre forme de réalisation, le col 2 et la sphère céphalique 3 peuvent être en une seule pièce. La partie inférieure 4 du col 2 reproduit la région métaphysaire et trochantérienne du fémur. Sa base est fixée fermement à l'extrémité supérieure de la tige 1. La tige 1 comprend, de haut en bas, une partie annulaire 5, une partie tronconique 6 évidée et une queue cylindrique 7. La partie annulaire 5 est taraudée et définit avec la partie tronconique 6 une chambre 8 limitée en haut par la base de la partie 4 du col 2. Vers le haut, la chambre 8 communique avec l'extérieur par un alésage cylindrique coaxial 9 dans la partie 4. La chambre 8 présente encore, dans la paroi de la partie tronconique 6, une pluralité de fenêtres 10 régulièrement réparties sur son pourtour en rangées superposées. Dans la chambre 8, est logé un noyau de révolution 11 dont la partie supérieure est cylindrique et comporte un filetage permettant de le visser dans la partie annulaire 5. La partie inférieure du noyau 11 est tronconique, de forme complémentaire de celle de la partie 6. Vers le haut, le noyau 11 est prolongé par une tige cylindrique 12 engagée dans l'alésage 9 et dont le sommet comporte un moyen de vissage accessible de l'extérieur. Entre le noyau 11 et la face interne de la partie 6 de la tige 1, sont placées des barrettes 13, orientés selon les génératrices du noyau 11. Les barrettes 13 portent des ergots 14 passant dans les fenêtres 10 Aux Figs. 2A et 2B, les barrettes 13 et les ergots 14, bien que coupés, n'ont pas été hachurés pour préserver la clarté du dessin. On voit, à la Fig. 1, que les ergots supérieurs sont plus grands que les ergots inférieurs. Tous présentent des dents ou des microcratères pour parfaire leur accrochage. Les Figs. 2A et 2B montrent de façon claire comment les ergots 14 sont expansés par vissage du noyau 11 dans la partie annulaire 5. Dans cet exemple de réalisation, l'expansion de tous les ergots 14 est uniforme. Toutefois, pour une raison qui sera expliquée dans la suite, il est souhaitable, dans la majorité des cas, que les ergots supérieurs sortent davantage que les ergots inférieurs, et les Figs. 3A et 3B illustrent le principe de fonctionnement d'une forme de réalisation de l'invention possédant cette caractéristique. Aux Figs. 3A et 3B, sont représentées uniquement les parties d'une tige 1' délimitant une chambre 8' dans laquelle se trouve un noyau 11'. Comme la chambre 8 des Figs. 2A et 2B, la chambre 8' des Figs. 3A et 3B comporte une partie supérieure annulaire 5' dans laquelle est vissé le noyau 11'. Par contre, la partie inférieure 6' de la chambre 8' a la forme de deux troncs de cône superposés, la partie supérieure 16' étant plus évasée que la partie inférieure 15'. Les parois des deux parties 15' et 16' présentent des rangées de fenêtres 10' régulièrement réparties. Dans l'exemple de réalisation montré, la partie 16' comporte une seule rangée et la partie inférieure 15' trois rangées mais, bien entendu, la répartition des rangées sur les parties 15' et 16' peut être différente. Le noyau ll' a une partie inférieure dont la forme est complémentaire de celle de la cavité définie par les parties 15' et 16' et, entre le noyau 11' et la face interne de ladite cavité, sont logées des barrettes 13' pourvues d'ergots 14' engagés dans les fenêtres 10' (seuls les ergots inférieurs et supérieurs étant représentés aux Figs. 3A et 3B). Les barrettes 13' sont prévues flexibles du fait qu'elles sont destinées à changer de forme quand le noyau 11' est vissé dans la partie annulaire 5'. A la Fig. 3B, le noyau 11' est en position haute dans la chambre 8'. Les barrettes 13' sont montrées coudées au niveau de la solution de continuité à la surface du noyau pour former deux segments orientés respectivement selon les génératrices des deux parties tronconiques. Les ergots 14' affleurent alors la surface extérieure de la tige 1'. En pratique, les barrettes 13' sont initialement rectilignes. Et, même quand le noyau 11' est en position haute dans la partie annulaire 5', les ergots supérieurs sont quelque peu sortis. Il est cependant aisé de les faire rentrer lors de la pose en les pressant contre lesdites barrettes qui, par élasticité, prennent alors la configuration de la Fig. 3B. A la Fig. 3A, la descente par vissage du noyau 111 entraîne les barettes 13' et, par conséquent, les ergots 14' vers l'extérieur. Comme l'évasement est plus prononcé dans la partie supérieure du noyau ll' que dans sa partie inférieure, les ergots supérieurs sont plus expansés que les ergots inférieurs. Pour mettre la prothèse de l'invention en place dans le fémur, un taraudage limité à la zone proximale du fémur suffit. Ainsi, la circulation à la face interne de l'os est ménagée du fait que le taraudage ne se fait pas trop distalement. D'autre part, les débris osseux provenant du taraudage peuvent être conservés à l'intérieur du fût fémoral puisqu'ils ne gênent pas l'expansion latérale des ergots d'ancrage. Les ergots d'ancrage, répartis d'une façon régulière à la surface de la prothèse permettent une excellente adhérence qui peut être modulée en fonction de la qualité de l'os. D'autre part, ils peuvent être réajustés et expansés davantage lors d'une réintervention en- milieu aseptique sans, pour autant, enlever le corps de la prothèse lui-même : il suffit de visser davantage le noyau. Des découvertes récentes en biomécanique valorisent la structure spongieuse de la région inter-trochantérienne. L'os spongieux y est organisé en travées de pression et en travées de traction. La distribution de ces travées répartit harmonieusement les forces de pression sur la corticale sous-jacente métaphyso-diaphysaire et, par une expansion plus importante des ergots dans la région trochantérienne, la prothèse de l'invention profite de cet appui osseux trochantérien pour orienter les charges vers la corticale diaphysaire. On supprime ainsi le phénomène d'amputation mécanique de la partie proximale du fémur, laquelle reste sollicitée par les forces de pression et de rotation, sans pour autant négliger l'ancrage distal immédiat, facteur de stabilité immédiate, alors que l'ancrage proximal trochantérien reste le facteur essentiel de la stabilité à long terme. Cette absence de "by pass de la charge évite la transformation spongieuse de la corticale proximale métaphysaire. La répartition des appuis trochantériens évite la concentration des stress de charge dans la région diaphysaire et l'hypertrophie corticale qui en découle. Il n'y a plus de "stress shielding" avec élimination fonctionnelle de la région inter-trochantérienne, susceptible ,d'entraîner une transformation spongieuse de la corticale proximale métaphysaire, avec les conséquences que sont - les douleurs lors de la mise en charge et la boiterie. D'autre part, la surface d'appui de la prothèse n'est pas très importante, réduisant le contact avec lacorticale. Une concentration des contraintes mécaniques est évitée. Cet appui n'est pas un appui circulaire continu et, tout en assurant une bonne stabilité primaire, il n'entraînera pas de conséquences physiologiques fonctionnelles néfastes à long terme. On peut ainsi raisonnablement penser que seront évitées, dans une large mesure, l'apparition de fractures de fatigue au niveau de la queue de la prothèse. En effet, le contact entre la prothèse et l'os ne se fait que par des zones d'appui limitées, nombreuses certes, mais réparties régulièrement sur la face interne du canal médullaire, ce qui permet une transmission harmonieuse des contraintes mécaniques en pression, d'où absence d'hypertrophie corticale.De plus, la multiplicité de ces zones d'appui assurera une stabilité rotatoire comparable à celle des prothèses cimentées. Cette excellente stabilité primaire, mécanique sera propice à la revascularisation et à la réhabitation osseuse des zones proximales taraudées qui ne seront pas en contact direct avec le corps de la prothèse. Il sera induit, de ce fait, une stabilité secondaire, biologique, de bonne qualité (bone in growth). Rien n'empêchera, d'ailleurs, de faciliter cette réhabitation osseuse par la mise en place de greffons spongieux. De préférence, la prothèse de l'invention sera construite en titane, en raison de sa résistance mécanique cet alliage évite les risques d'allergie clinique au nickel. Le titane, dont le module d'élasticité se rapproche le plus de l'os, modifie le moins possible l'élasticité du fémur. Par ailleurs, la conception de la prothèse permettra de faire varier l'antéversion du col fémoral prothétique de 150 en 150 par des secteurs crantés antirotatoires. La prothèse de l'invention présentera encore pour le praticien un intérêt certain du fait qu'il n'aura à utiliser qu'un seul modèle de prothèse, adaptable aux différents cas cliniques : la technique standardisée améliore le confort intellectuel du chirurgien et de son instrumentiste; ' le stock réduit facilite la gestion du matériel prothétique. Enfin, la main qui visse sent mieux que la main qui frappe et le risque de surpession à la face interne du fémur, lors de la mise en place de la prothèse, avec ses conséquences, sera mieux contrôlé. REVENDICATIONS 1) Implant orthopédique, caractérisé en ce que la tige (1, 1') destinée à être ancrée comporte une pluralité de fenêtres (10, 10') dans sa paroi externe, régulièrement réparties sur son pourtour et sur une partie de sa hauteur, une pluralité d'ergots (14, 14') engagés chacun dans une desdites fenêtres (10, 10'), et un moyen pour expanser ou rétracter progressivement lesdits ergots (14, 14') par rapport à la face externe de la tige (1, 1'). 2) Implant orthopédique selon la revendication 1, caractérisé en ce que la tige présente une partie creuse sensiblement. tronconique (6), évasée vers le haut et prolongée par une partie cylindrique (5), également creuse, et taraudée, un noyau (11) de forme tronconique complémentaire étant vissé dans la partie cylindrique (5) de la tige (1), lesdits ergots (14) étant solidaires de barrettes (13) placées entre ledit noyau (11) et la face interne de la partie tronconique (6) de la tige (1), et orientées selon les génératrices du noyau (11). 3) Implant orthopédique selon la revendication 1 ou 2, caractérisé en ce que les ergots supérieurs sont plus grands#que les ergots inférieurs. 4) Implant orthopédique selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'expansion de ses ergots (14') est plus importante pour les ergots supérieurs que pour les ergots inférieurs.