La présente invention concerne en général le domaine des appareils de prothèse et, plus particuliè- rement, une prothèse destinée à remplacer partiellement ou totalemert dans le corps humain une articulation coxo- fémorale (ou articulation de la hanche). Des techniques chirurgicales ont été mises au point au cours des récentes années pour remplacer des articulations endommagées ou malades, pour effectuer des amputations, réaliser des résections de zones ou organes atteints d'une maladie maligne ou non, et pour remédier à divers types de malformations. Un remplacement total ou partiel de l'articulation coxo-fémorale ou de la hanche constitue l'une des opérations les plus courantes dans ce domaine, notamment dans le cas des personnes âgées ou chez des patients présentant des états arthritiques sévères. Initialement, la chirurgie de l'articulation de la hanche s'est limitée à réparer ou à remplacer la tête du fémur, ce qui a été réalisé dans de nombreux modes opératoires antérieurs par une greffe autologue d'os. Une limitation majeure d'un tel mode opératoire est la nécessité d'ouvrir un second site chirurgical pour enlever de l'os sain à introduire dans la partie endommagée du squelette pour la remplacer. En outre, le chirurgien doit, dans le temps limité de l'opération, donner à l'os sain la configuration voulue pour une greffe autologue d'os. Des appareils et dispositifs perfectionnés de prothèse ont été mis au point et servent actuellement pour fixer, renforcer ou remplacer des articulations de la hanche et de diverses autres parties du squelette à la place des greffes osseuses. L'une des considérations à prendre en tout premier lieu en compte lors de la conception d'un dispositif quelconque deprothèse consiste à simuler réellement sur une période prolongée le fonc- tionnement d'un membre ou d'une partie endommagée du corps, et de parvenir à une compatibilité avec le corps dans la zone endommagée. Dans des parties du squelette soumises à de fortes contraintes et destinées à supporter des charges, comme l'articulation de la hanche, on obtient de la compatibilité non seulement en évitant que le corps ne rejette les matières utilisées dans la prothèse ou ne développe une réaction à ces matières, mais aussi en laissant l'os adjacent supporter des contraintes et des charges comme si l'articulation naturelle de la hanche n'avait pas été enlevée. Dans la conception d'une prothèse bio- compatible pour articulation coxo-fémorale, le point de départ consiste à bien connaître la dynamique de la croissance et de l'adaptation des os, ainsi que le com- portement fortement réglé des cellules responsables de la forme, de la dimension et de l'emplacement de l'os. Parmi les cellules faisant partie d'un os, il y a les cellules du mésenchyme, qui sont normalement distribuées à la surface de l'os et dans des espaces microscopiques des os. Sous l'effet des charges supportées par l'os, les cellules du mésenchyme deviennent "activées", et subissent de la division pour produire des ostéoclastes ou cellules capables de détruire les os. Après l'écoule- ment d'un certain temps au cours de leur métabolisme, les ostéoclastes subissent une transformation interne de leur noyau pour former des ostéoblastes, qui sont des cellules capables de produire de l'os. Dans les condi- tions idéales, pendant que les os d'un individu sain sont soumis à des charges et contraintes normales, la quantité d'os détruite par les ostéoclastes équivaut à celle produite par les ostéoblastes. S'il y a rupture de la concentration normale des contraintes et des charges dans un os, comme cela risque de se produire après une fracture, les cellules du mésenchyme sont activées et des facteurs extracellulaires agissent pour inhiber sélectivement l'activité des ostéoclastes en laissant prédominer l'activité des ostéoblastes et le remplacement de l'os dans la zone fracturée. De nombreuses prothèses antérieures de l'articulation de la hanche comprennent des parties en métal rigide ayant un module d'élasticité ou une rigidité de flexion excédant celui du fémur ou de l'acétabulum (ou cavité cotyloide) du pelvis. Des études cliniques ont confirmé que de telles prothèses anté- rieures se relâchent souvent,après quelques années ou quelques môis,par suite d'une résorbtion de l'os et d'une dégénérescence nécrotique de la zone affectée, ce qui entraîne dans de nombreux cas l'obligation d'une seconde opération. On pense qu'une telle résorption et une telle dégénérescence nécrotique sont dues à deux facteurs au moins. Tout d'abord, la pression localisée imposée à l'os adjacent par les éléments métalliques rigides tend à pincer les vaisseaux sanguins et à écraser le tissu adjacent. En outre, la résistance relativement grande à la flexion des éléments métalli- ques rigides, en comparaison de l'os, dans le canal médulaire du fémur et dans l'acétabulum, crée, dans l'os adjacent des concentrations de contraintes non naturelles. Au lieu d'assurer une distribution-naturelle des charges et contraintes sur le fémur et l'acétabulum, de telles prothèses antérieures supportent la majeure partie de la charge imposée à l'articulation coxo- fémorale et à l'os adjacent. Le corps a la sensation d'une diminution des contraintes normalement imposées au fémur et à l'acétabulum. Les cellules du mésenchyme sont activées mais, au lieu de l'activité normale des ostéoclastes et ostéoblastes d'un os sain, des facteurs extracellulaires agissent et inhibent l'activité des ostéoblastes, ce qui entraîne une résorption globale de l'os par les ostéoclastes. Ainsi, le fémur et l'acétabulum subissent une résorption aboutissant à un relâchement de la prothèse au bout d'un certain temps. Malheureusement, une telle résorption, et la dégénéres- cence nécrotique produite par une concentration inégale des contraintes et par une pression localiséene peuvent être décelées tant que le patient ne s'est pas partiel- lement rétabli et n'a pas commencé à tenter d'utiliser en activité normale la partie du squelette ainsi affectée. Le problème d'une pression localisée et d'une distribution inégale des contraintes a au moins été établi et admis dans certains brevets antérieurs, mais une prothèse de l'articulation de la hanche capable de résoudre de tels problèmes n'a pas été disponible avant la mise au point de la présente inven- tion. Le brevet U.S.-A- 3 707 006, par exemple, décrit un substrat de céramique poreuse imprégné d'une résine pour obtenir une prothèse d'articulation destinée à fléchir et à se courber avec l'os pour éviter une con- centration des contraintes à l'interface métal-os, comme on en avait constaté l'existence dans des prothèses antérieures formées de métal rigide. Il est doûteux que le substrat de matière céramique fragile puisse assurer sur une période prolongée une rigidité en flexion approximativement égale à celle de l'os, et il s'est avéré difficile d'obtenir une réhabitation par du tissu osseux et conjonctif à la surface de la prothèse du brevet précité si l'on n'applique pas un certain type de traitement de surface qui tend à affaiblir l'ensemble de cette structure. On trouve une autre approche dans le brevet U.S.-A-3 938 198, qui décrit une prothèse d'articulation de la hanche comportant une broche ou tige rigide et pleine, recouverte d'une couche ou enveloppe d'un élas- tomère élastique destiné à amortir les charges et contraintes appliquées. La couche d'élastomère peut ainsi absorber et distribuer une partie des chocs imposés à la hanche et au fémur, mais le dispositif de ce dernier brevet cité ne comporte rien qui soit destiné à modifier la rigidité en flexion de la tige ou branche d'articula- tion, cette rigidité étant régie par celle de l'élément métallique rigide. En outre, l'enveloppe élastomère de la prothèse proposée dans ce dernier brevet est recou- verte d'une surcouche fibreuse formée d'un tissu de "Dacron" (térephtalate de polyéthylène) pour favoriser une réhabitation osseuse. D'autres fixations fibreuses couramment utilisées comprennent de la polysulfone et du "proplast" qui est un mat ou feutre de fibres de graphite revêtues de "Téflon" (tétrafluoréthylène). Comme on le sait bien, il faut une porosité de surface correspondant à des pores d'environ 100 microns pour favoriser une réhabitation par du tissu osseux, alors qu'une réhabitation par du tissu surtout conjonctif s'obtient dans le cas d'une porosité de surface corres- pondant à des pores ayant moins de 100 microns. Des études cliniques récentes ont montré que des fixations de fibres à faible module, comme celles mentionnées ci- dessus, favorisent une réhabitation par du tissu conjonc- tif, mais non pas par du tissu osseux, quelle que soit la dimension des pores d'origine de la matière utilisée. On pense que l'absence de réhabitation par du tissu osseux peut être attribuée à du mouvement local des fixations fibreuses et à une diminution de la dimension de leurs pores par suite des charges appliquées. Un autre problème associé aux prothèses existantes de l'articulation de la hanche est leur inaptitude à rester en position pendant la phase cru- ciale de réhabilitation ou régénération au cours de laquelle une réhabitation par du tissu osseux se produit. Cela ne soulève pas de difficulté dans le cas des prothèses noyées en position à l'aide d'un ciment pour os, mais l'on a trouvé que parmi les problèmes apparais- sant dans le cas de cette technique, il y a un remplis- sage incomplet de la cavité de l'os, la toxicité du ciment et une nécrose possible de la couche d'os voisine. En outre, il a été trouvé qu'une prothèse maintenue en place par une bonne réhabitation par du tissu osseux présente une meilleure stabilité et peut finalement assurer à l'os adjacent une meilleure distribution des contraintes que les prothèses enfouies dans du ciment pour os. Les prothèses antérieures de l'articulation de la hanche, qui comportent une couche poreuse externe destinée à favoriser une réhabitation par du tissu osseux, sont typiquement maintenues en place par des aiguilles ou des clous fixés au fémur et au pelvis près de l'interface entre le fémur et l'acétabulum. Le brevet précité US-A-3 938 198 en constitue un exemple. Si le problème de la stabilité de la prothèse au cours des premières étapes de réhabitation par du tissu osseux peut ne pas être grave dans les parties du squelette pouvant être facilement placées dans un plàtre ou dont on peut autrement éviter un mouvement, il est très difficile d'éviter une mobilisation de l'articulation de la hanche si le patient n'est pas totalement immobilisé. Une telle mobilisation de la hanche affectée est virtuel- lement inévitable. Un simple enclouage de la prothèse de la hanche à l'interface fémur-acétabulum n'empêche pas le mouvement de la tige constituant une partie ou branche de prothèse dans le canal médulaire du fémur. En outre, le positionnement et l'implantation de tels clous ou de telles aiguilles constituent une étape qu'il faut ajouter aux autres au cours de l'intervention chirurgicale, alors que cela peut être évité, comme étudié ci-après. La présente invention propose une prothèse de tête de fémur et une prothèse séparée de l'acétabulum permettant de remplacer complètement ou partiellement l'articulation coxo-fémorale en éliminant quasi totalement une dégénérescence nécrotique et une résorbtion de l'os. La broche ou tige faisant partie de la prothèse de tête de fémur selon l'invention est formée d'un titane poreux ou d'un équivalent convenable à insérer dans le canal médulaire du fémur et est fendue en au moins deux parties entre lesquelles sont fixées,en une configuration du type sandwich, une ou des couches d'un élastomère biocompatible. La tige, ou branche d'articulation, est suffisamment solide pour admettre les forces et moments créés par les charges imposées à l'articulation de la hanche, mais elle présente aussi le minimum de rigidité en flexion permettant à des parties adjacentes du fémur d'assumer des charges et contraintes d'un ordre de grandeur rencon- tré dans le cas d'une articulation de hanche naturelle. En outre, la tige peut présenter un diamètre légèrement supérieur à celui du canal médullaire du fémur de sorte qu'après insertion de cette tige, la ou les couches d'élastomère est ou sont comprimées et poussent les parties en titane pour les maintenir au contact de l'os adjacent. Non seulement cela facilite l'entrée dans le titane poreux d'un nouveau tissu conjonctif de réhabita- tion, mais la prothèse de tête de fémur peut ainsi résis- ter sur toute sa longueur à un déplacement pouvant résulter d'un mouvement du patient pendant les premières étapes de la convalescence. Une autre forme de réalisation de la prothèse selon l'invention propose une articulation du type joint à rotule dans laquelle un segment d'élastomère élastique relie, en étant disposé entre eux, la tête de fémur et un pivot de forme sphérique faisant partie de la tige, pour permettre la rotation autour de trois axes de la tête du fémur par rapport à la tige. La tête du fémur est formée en vue d'une insertion permanente dans l'acétabulum et peut y être fixée par du ciment pour os ou par suite d'une réhabitation par du tissu osseux. Cette forme de réalisation de la prothèse de la présente invention élimine la nécessité d'une prothèse d'acétabulum séparée. La présente invention vise donc à proposer une prothèse d'articulation: destinée à remplacer partiellement ou totalement l'articulation coxofémorale; - comportant une tige ou broche formée en au moins deux parties entre lesquelles une couche d'un élastomère élastique est fixée et est comprimée lors de l'insertion de la tige dans la cavité fémorale, de sorte que les parties séparées sont soumises à des sollicita- tions d'écartement pour venir au contact de la zone osseuse adjacente du fémur; et - dont la tête de fémur est formée en vue d'une insertion directe dans l'acétabulum pour y être fixée, le mouvement de mobilisation de l'articulation de la hanche étant assuré par une masse élastique d'élasto- mère disposée entre la tête de fémur et le pivot formé à une extrémité de la tige et rattachant cette tête à ce pivot. D'autres objets et avantages de l'invention apparattront à l'examen de la description détaillée suivante, présentée à titre illustratif et nullement limitatif, de quelques formes de réalisation de la prothèse selon l'invention, en regard des dessins annexés sur lesquels: la figure 1 est une vue en élévation d'une forme de réalisation de la présente invention dans laquelle la tige est séparée ou fendue en au moins deux parties entre lesquelles est ou sont fixées au moins une couche élastomère; la figure 2 est une section, généralement le long de la ligne 2-2 de la figure 1, de la tige de la prothèse de la figure 1; la figure 2a est une section, généralement le long de la ligne 2-2 de la figure 1, montrant une autre forme de réalisation de la tige de la prothèse selon l'invention; la figure 3 est une coupe partielle d'une seconde forme de réalisation de la présente invention, montrant la prothèse en place dans le fémur; la figure 4 est une section, généralement le long de la ligne 4-4 de la figure 3, de la tige de prothèse; la figure 5 est une vue en-élévation, avec coupe partielle, montrant la forme de réalisation selon la figure 1, associée au joint ou à la jointure selon la présente invention; et la figure 6 montre en élévation une coupe partielle de la forme de réalisation de la figure 3 comportant le joint ou la jointure selon la présente invention. Sur les dessins, et notamment sur la figure 1, la prothèse d'articulation de la hanche selon la présente invention est désignée de façon générale par l'indice de référence 11. La prothèse il comprend une prothèse 13 de tête de fémur comportant une tête sphérique 14 de fémur se rétrécissant en un col 15 et s'élargissant ensuite vers l'extérieur pour former un collet ou bride 17. Dans la forme de réalisation de la prothèse selon l'invention représente sur les figures 1 et 2, une tige ou broche 19 fixée au collet 17 a la forme générale du canal méduIaire du fémur et est fendue en deux parties, 21 et 23, respectivement. Un segment d'élastomère biQcompatible 25, ou une couche d'un tel élastomère, relie les parties 21 et 23,entre lesquelles ce segment ou couche est interposéen une configuration en "sandwich". En variante, la tige 19 peut être fendue en quatre parties, chacune désignée par la référence 24 sur la figure 2a, avec interposition de deux couches, 26 et 28, mutuellement perpendiculaires, d'élastomère biocompatible. Chacune des formes de réalisation représentées sur la figure 1 associée à la figure 2 ou à la figure 2a, comporte une prothèse hémisphérique (27) d'acétabulum fixée à l'acétabulum du pelvis pour loger la tête 14 de fémur de la prothèse 11. La prothèse 27 d'acétabulum est de préférence réalisée en une matière polymère biologiquement inerte, comme du polyéthylène, pour constituer une surface dure et relativement lisse de contact avec la tête 14 de fémur. Comme mentionné ci-dessus, une résorption de l'os et une certaine instabilité de la prothèse au cours de l'étape initiale de réhabitation osseuse pendant la réhabilitation ou convalescence postopératoire consti- tuent deux problèmes rencontrés au cours de l'utilisation des prothèses d'articulation de la hanche selon l'art antérieur. On pense que des parties métalliques rigides de la tige, que l'on trouve dans de nombreuses prothèses existantes, provoquent de la résorption et de la nécrose de l'os en supportant, comme indiqué ci-dessus, la plupart des charges imposées à la zone affectée. La présente invention résoud ce problème en divisant ou fendant la tige en deux ou quatre parties, et en interposant entre elles une ou plusieurs couches d'élastomère. Des tests ont confirmé qu'une telle configuration en sandwich de la tige 19 (figure 2 ou 2a) en réduit la rigidité en flexion au point que le fémur et l'acétabulum sont soumis à des contraintes d'une amplitude se rapprochant de celles rencontrées dans le cas des articulations naturelles de hanche, ce qui minimise les processus de résorption et de nécrose. La configuration en deux parties représentée sur la figure 2, avec une seule couche d'élastomère 25 interposée entre les parties 21 et 23, peut résister à des moments latéraux et internes imposés à la prothèse 11. L'autre configuration en quatre parties de la prothèse 11, représentée sur la figure 2a, dans laquelle la tige 19 est divisée en quatre parties 24 avec une couche supplémentaire d'élastomère 26 interposée à angle droit par rapport à la couche 28 d'élastomère (laquelle corres- pond à la couche 25 d'élastomère de la figure 2),peut résister à des moments antérieurs et postérieurs de moindre amplitude aussi bien qu'aux moments latéraux et internes imposés à la prothèse 11. La prothèse 11 peut comporter des alliages au cobalt-chrome, en acier inoxydable ou à base de titane, qui tous présentent une solidité mécanique suffisante pour éviter une rupture et sont tous biocompatibles. En outre, les parties de tige 21, 23 et 24 sont de préférence traitées de façon connue pour obtenir une porosité de surface correspondant à des pores d'au moins 45 microns permettant une réhabi- tation par du tissu osseux et conjonctif provenant de la région osseuse adjacente du fémur. Le problème de l'instabilité d'une prothèse au cours des étapes précoces de réhabitation osseuse est particulièrement difficile à résoudre dans le cas de l'articulation de la hanche. Il est virtuellement impossible d'éviter quelques mouvements du patient qui imposent des contraintes à la hanche. L'enclouage du collet 17 de la prothèse 11 pour le relier à l'os cortical du fémur n'empêche pas efficacement un mouvement de la tige 19 dans le canal médullaire du fémur aux endroits o une réhabitation par du tissu osseux et conjonctif est très importante. On évite ce problème dans le cas de la prothèse de la présente invention en donnant à la tige 19 un diamètre légèrement supérieur à celui du canal médullaire du fémur après évidement ou "alésage" de ce canal pendant l'intervention chirurgicale. Lorsqu'il est inséré dans le canal médullairel'élastomère 25 de la tige 19 est comprimé et il repousse vers l'exté- rieur les parties 21 et 23 pour les mettre et les mainte- nir au contact de l'os adjacent, ce qui assure une plus grande stabilité sur toute la longueur de la tige 19. Cela est également vrai pour la forme de réalisation de la tige représentée sur la figure 2a. Ainsi, pendant la période critique de réhabitation osseuse au cours d'une réhabilitation post-opératoire, la tige 19 est maintenue en place de façon relativement ferme sur toute sa lon- gueur dans le canal médullaire et elle résiste à un déplacement risquant de se produire à la suite d'un mouvement effectué par le patient. Une autre forme de réalisation de la pro- thèse selon l'invention, désignée en général par l'indice de référence 29, est représentée sur les figures 3 et 4. Dans cette forme de réalisation, le collet 17 est fixé à une tige 31 conformée en vue de son insertion dans le canal médulaire 33 du fémur 39. Plusieurs bagues élasto- mères 35 sont fixées à la périphérie de l'âme de la tige 31, en des intervalles espacés le long de cette âme. Des entretoises 37, en titane poreux ou en un équivalent convenable, sont fixées en des intervalles espacés autour de chaque bague élastomère 35 et s'étendent radialement vers l'extérieur pour venir au contact de l'os poreux et cortical du canal médulaire 33 du fémur 39. On voit que la forme de réalisation représentée sur la figure 4 comporte quatre entretoises 37, mais l'on envisage la possibilité de ne faire appel qu'à trois entretoises 37, et un nombre supérieur à quatre entretoises 37 pourrait également convenir. La tige pleine 31 peut être obtenue en plusieurs configurations différentes pour en minimiser la rigidité en flexion tout en lui assurant une résis- tance mécanique suffisante pour éviter une rupture sous charge. La tige 31 peut être constituée d'une âme pleine formée d'un élastomère relativement rigide ayant un faible taux d'élasticité,,ou bien, si une plus grande rigidité est souhaitable, l'élastomère peut comporter plusieurs cales métalliques enfouies par intervalles le long de cette tige 31. En variante, la tige 31 peut être séparée ou divisée en deux ou plusieurs parties entre lesquelles de l'élastomère est interposé et fixé comme représenté sur les formes de réalisation apparais- sant aux figures 2 et 2a. Selon le taux d'élasticité caractérisant les bagues élastomères 35, la tige 31 peut également être en du titane plein ou en un équiva- lent en vue d'obtenir la rigidité en flexion appropriée de la prothèse 29. Comme dans le cas de la forme de réalisa- tion représentée sur la figure 1, la prothèse 29 d'articu- lation de la hanche représentée sur la figure 3 comporte un dispositif permettant d'assurer le maintien en place de la tige 31 dans le canal médullaire 33 du fémur 39 au cours des premières étapes de la convalescence ou réhabilitation. Le diamètre combiné de la tige 31, des bagues élastomères 35 et des entretoises 37 est supérieur au diamètre du canal médullaire 33, de sorte qu'à l'inser- tion de la prothèse 29 dans le canal médulaire 33, les bagues élastomères 35 sont comprimées et poussent les entretoises 37 pour les faire venir au contact du fémur 39. La prothèse 29 étant ainsi maintenue en place de façon relativement ferme sur toute sa longueur dans le fémur 39, un mouvement du patient pendant les quatre à six semaines de réhabitation post-opératoire par du tissu. osseux et conjonctif présente peu de risques de déplacer la prothèse 29, contrairement à ce qui se passe dans le cas des dispositifs de l'art antérieur. On voit quesur les figures 5 et 6, les prothèses il et 29 d'une articulation de hanche selon les figures 1 et 3, respectivement, sont représentées en combinaison avec un élément de jointure désigné par la référence générale 41. Cette combinaison élimine la nécessité d'une prothèse d'acétabulum séparée, puisque l'élément de jointure 41 permet un déplacement du pelvis par rapport au fémur dans la gamme complète des mouve- ments naturels. La tête 14 de fémur est fixée de manière permanente à l'acétabulum par du ciment pour os ou par une réhabitation osseuse, et elle peut comporter des gorges annulaires 43 destinées à favoriser une fixation si du ciment pour os est utilisé. L'élément de jointure 41 consiste en un pivot 45 de forme générale sphérique fixé à l'extrémité supérieure de la tige 19 (figure 5) ou de la tige 31 (figure 6) et en un segment de matière élastomère élas- tique 47 qui est disposée entre le pivot 45 et la tête 14 de fémur et qui relie ce pivot à cette tête. Plusieurs cales incurvées 49 peuvent être noyées à des intervalles espacés dans la matière élastomère 47 pour augmenter la capacité de celle-ci à supporter les charges, pour résis- ter à un bombement et simuler les contraintes pesant sur des tissus mous et sur des ligaments dans le cas d'une articulation de hanche naturelle. L'action de pivotement du pivot 45, que permet la matière élastomère 47, donne aux prothèses il et 29 trois degrés de liberté de mouve- ment comprenant des mouvements de flexion et d'extension, d'abduction et d'adduction, et de rotation interne et latérale. En outre, la surface externe du pivot 45 peut comporter une couche relativement mince d'élastomère pour diminuer les concentrations de contraintes pouvant se produire à l'interface entre le pivot 45 et le segment de matière élastomère 47. La présente invention propose une prothèse perfectionnée d'articulation de hanche, capable de diminuer nettement la résorption de l'os et sa dégéné- rescence nécrotique que l'on constate souvent au bout de périodes relativement brèves de mise en place des dispositifs de l'art antérieur. Lorsqu'elle comporte un élément de jointure, l'articulation de hanche selon l'invention élimine la nécessité d'une prothèse d'acéta- bulum séparée et permet de remplacer de manière très fiable le mode de fonctionnement du type joint à rotule que l'on trouve entre les prothèses de tête de fémur et d'acétabulum de la plupart des articulations de la hanche de l'art antérieur. Il convient aussi de noter que le problème d'une résorption de l'os et d'une nécrose, que l'on trouve dans le cas des prothèses complètes d'articulation de hanche de l'art antérieur, peut se produire avec une hémi-arthroplastie d'Austin Moore et dans le cas d'endoprothèses semblables dans lesquelles la tête de fémur est formée en vue de son contact avec un acétabulum non endommagé. On peut améliorer les rés tats d'une tel remplacement d'une partie de l'articulation de la hanche en utilisant, dans les endoprothèses d'Austin Moore et les prothèses semblables, les configurations de tige selon la présente invention (figures 1 à 3). Il va de soi que, sans sortir du cadre de l'invention, de nombreuses modifications peuvent être apportées à la prothèse d'articulation destinée à remplacer l'articulation de la hanche, décrite et repré- sentée. En outre, de nombreuses modifications peuvent être effectuées pour adapter une situation particulière ou une matière spéciale aux enseignements de l'invention tout en demeurant dans le cadre essentiel de celle-ci. REVENDICATIONS 1. Prothèse d'articulation destinée à remplacer l'articulation de la hanche du corps humain, prothèse (11) caractérisée en ce qu'elle comporte une prothèse d'acétabulum (27), en forme de cuvette hémis- phérique, destinée à être fixée à la cavité cotylolde du pelvis; et une prothèse de tête de fémur (13), comportant à une extrémité une sphère (14) mobile au sein de ladite cuvette de la prothèse (27) d'acétabulum, et comportant à l'autre extrémité une tige (19) conformée en vue de son insertion dans le canal médullaire du fémur et comportant au moins un segment de matière élas- tomère élastique disposé entre au moins deux parties espacées d'une matière rigide quela matière élastomère relie. 2. Prothèse d'articulation destinée au remplacement de l'articulation de la hanche du corps humain, prothèse (11) caractérisée en ce qu'elle comprend une prothèse d'acétabulum (27), en forme de cuvette hémisphérique, destinée à être fixée à 1'acétabulum ou cavité cotylolde; et une prothèse de tête de fémur (13), comportant à une extrémité une sphère (14) mobile dans ladite cuvette de la prothèse d'acétabulum et à l'autre extrémité une tige (19) conformée en vue de son insertion dans.le canal médullaire du fémur et comprenant une couche (25) de matière élastomère élastique disposée entre deux parties espacées d'une matière rigide (21, 23) que la matière élastomère relie.- 3. Prothèse d'articulation selon l'une des revendications 1 et 2, caractérisée en ce que les parties en matière rigide sont formées d'un alliage métallique biocompatible ayant une porosité de surface capable d'admettre une rêhabitation osseuse. 4. Prothèse d'articulation selon l'une des revendications 1 et 2, caractérisée en ce que la tige (19) présente un diamètre supérieur au diamètre du canal médul1aire du fémur, de sorte que, lors de l'insertion de la tige (19) dans le canal médullaire, la matière élastomère élastique est comprimée et pousse les parties en matière rigide pour les mettre et les maintenir au contact du fémur afin de résister à un déplacement de la prothèse dans le fémur. 5. Prothèse d'articulation selon la revendication 1, destinée à remplacer une articulation de hanche dans un corps humain, prothèse (11) caractérisée en ce qu'elle comprend une prothèse d'acétabulum (27), en forme de cuvette hémisphérique, destinée à être fixée à l'acétabulum ou cavité cotylolde; et une prothèse de tête de fémur (13), comportant à une extrémité une sphère (14) mobile dans ladite cuvette de la prothèse (27) et à l'autre extrémité une tige (19) conformée en vue de son insertion dans le canal médullaire du fémur, cette tige (19) comprenant deux couches (26, 28), mutuellement perpen- diculaires, d'une matière élastomère élastique disposée entre quatre parties (24) en une matière rigide que la matière élastomère relie. 6. Prothèse d'articulation destinée à remplacer l'articulation de la hanche d'un corps humain, prothèse (29) caractérisée en ce qu'elle comprend une prothèse d'acétabulum (27), en forme de cuvette hémisphé- rique destinée à être fixée à la cavité cotylolde du pelvis; et une prothèse de tête de fémur, comportant à une extrémité une sphère (14) mobile dans la cuvette de la prothèse (27) et à l'autre extrémité une tige (31) conformée en vue de son insertion dans le canal médullaire (33) du fémur (39), cette tige (31) comportant une âme à la périphérie de laquelle plusieurs bagues élastomères (35) sont fixées à des intervalles espacés le long de ladite tige, cependant que plusieurs entretoises (37), en une matière rigide, sont fixées à chaque bague élasto- mère (35) en des intervalles espacés, ces entretoises (37) s'étendant vers l'extérieur pour venir et rester au contact du fémur (39) en vue de maintenir et suppor- ter la prothèse dans le canal médullaire (33). 7. Prothèse d'articulation selon la revendication 6, caractérisée en ce que l'âme comporte au moins une couche de matière élastomère élastique disposée entre au moins deux parties espacées d'une matière rigide que la matière élastomère relie. 8. Prothèse d'articulation selon la revendi- cation 6, caractérisée en ce que l'âme est en une matière rigide pleine. 9. Prothèse d'articulation selon la revendi- cation 6, caractérisée en ce que l'âme est en une matière élastomère essentiellement rigide dans laquelle plusieurs cales métalliques sont noyées à des intervalles espacés le long de cette âme. 1O.Prothèse d'articulation selon la revendication 6, caractérisée en ce que sa tige présente un diamètre supérieur au diamètre du canal médullaire (33) du fémur, de sorte que, lors de l'insertion de cette tige dans le canal médullaire (33), les bagues élastomères (35) sont comprimées et poussent les entretoises (37) pour les mettre et maintenir au contact du fémur (39), afin de résister à un déplacement de la prothèse dans le fémur. 11. Prothèse d'articulation selon la reven- dication 6, caractérisée en ce que les entretoises (37) sont en un alliage de métal rigide biocompatible dont la porosité de surface peut admettre une réhabitation osseuse. 12. Prothèse d'articulation destinée à remplacer l'articulation de la hanche dans un corps humain, prothèse (11) caractérisée en ce qu'elle comporte une tête (14) conformée en vue de sa fixation sur l'acétabulum ou cavité cotyloide du pelvis; une tige (19), conformée en vue de son insertion dans le canal médullaire du fémur et comportant au moins un segment ou une couche de matière élastomère élastique disposée entre au moins deux parties espacées de matière rigide que la matière élastomère relie; et un élément de jointure (41) comprenant un pivot (45) formé à une extrémité de la tige (19) et une masse de matière élas- tomère (47) disposée entre le pivot (45) et la tête (14), reliant le pivot à la tête et permettant trois degrés de liberté du déplacement de la tige (19) par rapport à la tête (14) en simulant le fonctionnement d'une articulation de hanche dans le corps humain. 13. Prothèse d'articulation selon la revendication 12 pour remplacer l'articulation de la hanche dans un corps humain, prothèse (11) caractérisée en ce qu'elle comporte une tête (14), de forme générale sphérique, conformée en vue de sa fixation à la cavité cotyloide; une tige (19), conformée en vue de son insertion dans le canal médullaire du fémur et comportant une couche ou segment de matière élastomère élastique (25) disposée entre deux parties espacées (21, 23) de matière rigide que la matière élastomère relie; et un élément de jointure (41), comportant un pivot (45) formé à une extrémité de la tige (19) et une masse de matière élastomère (47) disposée entre le pivot (45) et la tête (14):, reliant ce pivot à cette tête et permet- tant trois degrés de liberté de mouvement de la tige (19) par rapport à la tête (14) en simulant le fonction- nement d'une articulation de hanche du corps humain. 14. Prothèse d'articulation selon la revendication 12, pour remplacer l'articulation de la hanche d'un corps humain, prothèse (11) caractérisée en ce qu'elle comprend une tête (14), de forme générale sphérique, destinée à être fixée à l'acétabulum ou cavité cotyloide; une tige (19), conformée en vue de son insertion dans le canal médullaire du fémur et comportant deux couches mutuellement perpendiculaires (26, 28) d'une matière élastomère élastique disposées entre quatre parties espacées (24) de matière rigide que la matière élastomère relie; et un élément de jointure (41) comportant un pivot (45) formé à une extrémité de la tige (19) et une masse de matière élas- tomère (47) disposée entre le pivot (45) et la tête (14), reliant ce pivot (45) à la tête (14) et permettant trois degrés de liberté de mouvement de la tige (19) par rapport à la tête (14) en simulant le fonctionnement d'une articulation de la hanche du corps humain. 15. Prothèse d'articulation destinée à remplacer l'articulation de la hanche dans un corps humain, prothèse (29)- caractérisée en ce qu'elle corprend une tête (14) conformée en vue de sa fixation à la cavité cotylolde ou acétabulum; une tige (31) conformée en vue de son insertion dans le canal médullaire du fémur, cette tige comportant une âme à la périphérie de laquelle plusieurs bagues élastomères (35) sont fixées à des intervalles espacés le long de cette âme, et plusieurs entretoises (37), en une matière rigide, étant fixées à des intervalles espacés à chaque bague élastomère (35) et s'étendant vers l'extérieur pour venir au contact du fémur; et un élément de jointure (41), qui comporte un pivot (45) formé à une extrémité de la tige ainsi qu'une masse de matière élastomère (47), disposée entre le pivot (45) et la tête (14), reliant ce pivot (45) à la tête (14) et permettant trois degrés de liberté du mouvement de la tige (31) par rapport à la tête (14) pour simuler le fonctionnement d'une articulation de la hanche du corps humain. 16. Prothèse d'articulation selon l'une quelconque des revendications 12 à 14, caractérisée en ce que plusieurs cales (49) sont enfouies à des inter- valles espacés dans la masse de matière élastomère (47).