動脈などの身体内腔に埋め込むための薄く均一なストラット厚を有するバルーン拡張式金属ステントであって、前記ステントは、別個の端部および中央部を備え、前記端部および中央部は同一でも異なっていてもよく、前記ステントの軸方向長さに沿って形状が変動することで、部分毎に異なる径方向拡張抵抗を有し、該変動する抵抗はセルを開放形状または閉鎖形状として構成することによって与えられ、閉鎖セルは機械的により強靭であることにより開放セルよりも大きな径方向拡張抵抗を提供し、骨格構造は複数の山と谷とを有する不規則的な曲線湾曲状または直線状の正弦波型素子を備え、前記閉鎖セルは前記ステントの軸にわたって上列の素子の谷と下列の素子の山とを接続することによって形成され、前記開放セルは前記素子の山と谷とを相互接続せずに前記素子の側面の長さに沿って上列と下列とを接続するs状リンクを使用することによって形成され、前記閉鎖セルおよび開放セルはs状リンク機構で相互接続され、前記骨格構造の別個の部分は軸方向長さにわたって複数列の閉鎖セルおよび複数列の開放セルを提供することによって形成されて、数の変動するs状リンク機構を有する前記ステントの本体全体を形成する、バルーン拡張式金属ステント。前記ステントが2つの端部と1つの中央部を備える3つの別個の部分を有し、前記端部が複数列の閉鎖セルを有するように構成され、前記中央部が複数列の開放セルを有するように構成されることで、前記ステントは最初に前記中央部から拡張してドッグボーニング作用を解消することを特徴とする請求項1に記載のバルーン拡張式ステント。相互接続s状リンク機構を有する前記開放および閉鎖セル構造により、コバルトクロム合金L-605から作製される際に十分な径方向強度と疲労抵抗を維持しつつ、前記ステントの厚さを35ミクロンほどに薄くすることができることを特徴とする請求項1又は2に記載のバルーン拡張式ステント。前記薄ストラット厚により、断面プロファイルおよび放射線不透過性などの十分な臨床ステント特性を達成することができることを特徴とする請求項3に記載のバルーン拡張式ステント。請求項1又は2に記載されるステント構造を設けることによって、動脈などの身体内腔に埋め込まれた際のステント内のドッグボーニング作用を解消する方法。前記ステントは複数列の閉鎖セルから成る一端部と、複数列の開放セルから成る前記ステントの残りとを備える2つの別個の部分を有することで、閉鎖セルを有する端部は前記ステントの残りよりも後に拡張することを特徴とする請求項1に記載のバルーン拡張式ステント。相互接続s状リンク機構を有する前記開放および閉鎖セル構造により、コバルトクロム合金L-605から作製される際に十分な径方向強度および疲労抵抗を維持しつつ、ステント厚を35ミクロンほどに低減することができることを特徴とする請求項1又は6に記載のバルーン拡張式ステント。前記薄ストラット厚により、断面プロファイルおよび放射線不透過性などの十分な臨床ステント特性を達成することができる請求項7に記載のバルーン拡張式ステント。前記ステントが、拡張時にドッグボーニング作用を与え得る複数列の開放セルから形成される軸方向長全体に沿った均一部分を有することを特徴とする請求項1に記載のバルーン拡張式ステント。相互接続s状リンク機構を有する前記開放セル構造により、コバルトクロム合金L-605から作製される際に十分な径方向強度と疲労抵抗を維持しつつ、前記ステントの厚さを35ミクロンほどに薄くすることができることを特徴とする請求項1又は9に記載のバルーン拡張式ステント。薄ストラット厚により、断面プロファイルおよび放射線不透過性などの十分な臨床ステント特性を実現することができることを特徴とする請求項10に記載のバルーン拡張式ステント。前記開放セルがs状リンク機構を有し、前記ステント構造に柔軟性を与えることを特徴とする請求項1、2、6、9のいずれかに記載のバルーン拡張式ステント。前記厚さを、コバルトクロム合金L-605よりも機械的に強靭である金属または合金を用いることによって35ミクロン未満に低減することができることを特徴とする請求項3、7、10のいずれかに記載のバルーン拡張式ステント。前記ステントのステント直径および所望の機械的強度に基づき冠部の数を変動させることを備えることを特徴とする請求項1から請求項13のいずれかに記載のバルーン拡張式ステント。閉鎖セルおよび開放セルの素子の形状、前記ストラットの幅、前記閉鎖セルの接続方法、s状リンク機構の接続位置と数、および冠部の数を変更することによって機械的強度の変更の柔軟性を提供することを特徴とする請求項1から請求項14のいずれかに記載のバルーン拡張式ステント。前記ステントが、軸方向長さにわたって前記ステントの異なる部分に差別的な機械的強度を与えるために前記ステントの異なる部分に対して差別的な熱処理、異なる材料、および差別的な電解研磨処理を使用する必要がなく、ストラット厚が前記ステントの軸方向長全体に沿って変動しないために構造全体に沿ってステント厚が均一である、請求項1から請求項15のいずれかに記載のバルーン拡張式ステント。本発明は、動脈などの血管を含む哺乳類の身体内腔に埋め込む、コバルトクロム合金やステンレス鋼316Lなどの生体適合性金属から成るバルーン拡張式ステントを記載している。ステントは、有益な臨床効果を上げるため、治療薬および/または生体適合性材料で被覆するプラットフォームとして使用することができる。本発明によると、ステントは、軸方向長さに沿って形状が変動する骨格構造を有する円筒状本体から成る。ステント構造は、同一でも異なっていてもよい別個の端部および中央部によって概説することができる。少なくとも1つの部分の骨格構造の形状が残りの部分の骨格形状と異なり、異なる径方向強度を実現し、バルーンカテーテルを用いて展開される際のステントの拡張特徴を異ならせる。少なくとも1つの端部の骨格構造が、中央部および他端部の骨格構造と比べて高い機械的強度を達成するように設計される。ステントの両端部が中央部よりも大きな径方向拡張抵抗を提供するように設計される場合、バルーンカテーテルによる身体内腔内のステントの展開中、ステントの中央部は端部よりも早く拡張する。よって、ステントの中央部は端部よりも早く内腔壁に接触して、ドッグボーニング作用を排除する。この差別的な強度はステントの他の特性に悪影響を及ぼさずに達成される。骨格構造の形状は、様々な機械的強度、すなわち、拡張抵抗を達成する多数の方法で変動させることができる。従来技術においては上述したように、断面の軸方向長、周寸法、または幅を変動させること、ストラットの断面の幅を変動させること、ストラット厚を変動させること、ステント軸にわたって異なる材料を使用すること、さらにはステントの部分毎に異なる熱処理を施すことによってこれを達成できる。これらの方法にはいくつかの欠点がある。非常に幅広い断面はプラークを有効に含むことができない比較的開放された構造を生じ、組織脱出を招いて再狭窄または塞栓を招く。もう1つの欠点は、ステントの部分毎に断面プロファイルが異なることである。同一のステントに異なる材料を使用すると、製造が非常に困難で厄介である。さらに、それが電解腐食を招く場合がある。軸にわたってステント厚を変更するには、ステントを異なったやり方で研磨する特別な方法が必要となる。部分係数は幅に直接比例し、ステントストラットの幅はバルーンカテーテルへの圧着中にストラットが相互に接触し始める限界を超えて増大させることができないため、ストラットの幅を増大することは強度の増強にはあまり有効ではない。差別的な熱処理を軸に沿ってステントの異なる部分に施すことは厄介かつ困難である。軸にわたってステントの形状を変更することは簡単である。これを巧妙に行えば、形状はステントの軸にわたってそれほど広く変動せずに十分な差別的な構造強度を与えて、所望の結果を達成する。全長にわたってステント厚を変動させる必要も、同一のステントに差別的な熱処理を施す、あるいは異なる材料を使用する必要もない。本発明は、このテーマに基づき保護を求めている。ステントの骨格構造は外周にわたって反復的に径方向に拡張可能な幾何学的形状の列を有し、それらはリングを形成する円筒状素子と称することもできる。素子の形状と素子がどのように相互接続されるかを操作して、様々な構造上の特性、すなわち、異なる拡張抵抗につながる機械的強度を達成することができる。様々な形状を生成するには大きな設計上の柔軟性が存在する。この柔軟性は、ステントのその他の所望の特性を念頭において利用すべきである。ステント構造は、これらの素子を特定パターンに配置してストラットの特定形状と相互接続アレイとを形成することによって形成される。パターン内の素子は、ステントの拡張時、身体内腔のプラークまたは切開部が有効に内腔壁の適所に押し付けられて十分な支持を適用し、組織脱出を防止するように十分近接させるべきである。同時に、これらの素子は、柔軟性に悪影響を与え、カテーテルのバルーン上のステントの圧着中に相互に干渉し、あるいは不十分な断面プロファイルを呈するほど近接させるべきではない。該素子は、所望の径方向の疲労抵抗強度をステントに与えるのに十分なほど硬くあるべきである。該素子は、弾性反跳が許容可能な限界内に収まるように特定の圧力下で、拡張時に十分塑性変形すべきである。ステントが径方向に拡張される場合、ステント直径が増大して長を低減させる。素子の形状および配置はこのステント長の低減を補償し、拡張したステントの短縮を許容可能な限界内に抑えるべきである。これは、特定のストラット素子を径方向拡張と連動して伸張させることによって達成される。素子は、埋込措置をし易いように十分な放射線不透過性を発揮する十分な質量を有するべきである。ステントの異なる部分が軸にわたってそれぞれ異なる機械的強度を有するが、ステント自体は、定格の展開圧力がバルーンカテーテルに印加される際、全長にわたって均一に特定の直径を有するべきである。本発明に記載されるステントの構造素子構造的要素は、セルまたはセル構造と称することのできる開放または閉鎖形状の構造を提供するように構成される。素子を作製するために同一の幅および厚さを有するストラットを用いると、開放セル構造によって提供される拡張抵抗は閉鎖セル構造によって提供される抵抗よりも小さい。つまり、閉鎖セルは、開放セルに比べて大きな拡張抵抗を提供する。追加の設計柔軟性は、素子の長さと幅を変動させたセルを作製することによって達成される。長い構造素子は結果的に広い幅のセルとなり、強度が落ちる。一方、短い構造素子は狭い幅のセルとなり、強度が向上する。広い幅のストラットは狭い幅の素子のセルと比べて強度が高く、より大きな拡張抵抗を提供し、その逆もまた可である。本発明はステントの一方または両方の端部のセルが閉鎖形状であり、中央部のセルが開放形状である構造を優先的に説明しているが、本発明はこの構造に限定されない。ステント端部は、ステントの近位端または遠位端のいずれかの部分として定義される。この部分は、閉鎖セル構造が開放セル構造に変わるときに終了する。同様に、中央部は、2つの端部に挟まれたステントの部分として定義され、開放セル構造から成る。開放セル構造が閉鎖構造に変わるときに中央部が終了する。本発明のステント構造を以下説明する。素子およびストラットという用語は、明細書全体で置き換え可能である。本発明のステントの骨格構造は概して、不規則的な曲線湾曲形状または直線形状のいずれかで、軸方向長さに沿って複数の山と谷とを有する正弦波型素子から成る。閉鎖セル9は、ステントを縦姿勢で見る場合に、ステントの軸にわたって上列の素子の谷素子の上側リングと下列の素子の山素子の下側リングとを接続することによって形成される。ステント軸に沿って2列の素子の山と谷とを接続することで1列の閉鎖セルが形成される。追加列の閉鎖セルは、ステントの軸に沿って3つの連続列の素子の山と谷とを接続することによって形成することができる。開放セル12は、これらの正弦曲線状素子の山と谷を側面の長さに沿って相互接続せずに、素子の側面の長さに沿って上列と下列とを接続するs状リンクを使用することによって形成される。閉鎖セルとs状リンク機構を有する開放セルとが相互接続されて、ステントの円筒状骨格構造を形成する。ステント端部の閉鎖セルは高い強度を有する、すなわち、大きな拡張抵抗を提供する。s状リンク機構は、身体内腔の湾曲した複雑な経路でステントを容易に操作できるようにステントに柔軟性を提供する。不規則的な曲線状素子の構造強度は、s状相互接続部が素子の長さに沿って装着される場所を変更することによって変更することができる。本発明に記載の実施形態では、s状リンク機構が素子のそれぞれの側面の中心近くに配置される。個々のストラットの幅および形状は、効果的な圧着を提供し、拡張状態で十分な径方向強度を与えると同時に、許容可能な限界内で反跳および短縮を維持するように設計される。拡張後の骨格構造は許容可能な断面プロファイルを与える。不規則的な曲線構造は、山と谷の領域で様々な湾曲度を有する。湾曲を変動して異なる構造強度を与えることができる。その形状は、均一かつ薄い圧着プロファイルと、1セクションで、およびステントの軸に沿った個々の層でステントの外周において個々の素子の均一な径方向拡張を与えることができる。定格展開圧力がカテーテルのバルーンを通じてステントに印加されると、ステントは軸方向に差別的な強度を有するにもかかわらず全長に沿って均一な直径を獲得する。正弦曲線状の骨格構造は、ストラットおよびs状相互接続リンク機構を有して、高い柔軟性を持つ区域を提供するように設計される。展開中のステントの拡張時、これらの区域は圧縮された直径から拡大拡張された直径へと周方向に変形する。差別的径方向拡張の特徴は、正弦曲線状素子およびsリンク構造のサイズ、形状、および断面を変更することによって獲得することができる。さらに、ステント端部の強度拡張抵抗は、閉鎖セルの列の数を増加させる、あるいは1列のセルの数を変更することによって高めることができる。同様に、開放セルの強度拡張抵抗は、s状リンク機構の数および幅を増加させる、あるいは1列の開放セルの数を変更することによって高めることができる。s状リンク機構が上列の開放セルと下列の開放セルとを接続する位置は、開放セルの強度およびステントの全体的柔軟性を増減させるように操作することもできる。開放セルおよび閉鎖セルの形状は、側面の湾曲を変更することによって変更することができる。限定的には、所定の直線形状を採ることができる。このような変更はセルの全体強度、ひいては列およびステント構造全体の強度に差異をもたらすことができる。ステントの相互接続された骨格構造の形状は、拡張時のステントの弾性反跳および短縮が許容可能な限界に収まるように設計される。本発明の一実施形態のステントの骨格構造は、ステントの遠位端および近位端のそれぞれで閉鎖セルを形成する3列の素子から成る。上列素子の谷が下列素子の山と接続されて、蜂の巣状の相互接続閉鎖セルアレイを形成する。中央部は閉鎖セル構造が終了するところから開始する。これらの部分は開放セルから成る。中央部において開放セルを形成する素子の列の数はステントの全長によって決定される。たとえば、全長13mmのある特定構造のステントの場合、5列の開放セルが上述したようにs状リンク機構で1つおきに相互接続される。38mm長の同一構造のステントは、23~24個の列を有する。冠部と定義されるステントの外周に沿った1列のセルの数は、ステントの直径とセルの幅によって決定される。たとえば、この構造の2.5mm径のステントは外周に3つの冠部を有し、同じ構造の4.5mm径のステントは外周に5つの冠部を有する。冠部の数は圧着プロファイルとのバランスを維持して変更することができる。ステントの全体構造は径方向拡張を制御して、端部の方が拡張に強いために中央部が端部よりも早く拡張する。また、この構造は、ステントの径方向強度、柔軟性、および疲労抵抗を決定する。各セルの寸法とセル間の間隔は、プラークまたはステントが埋め込まれる身体内腔の任意の場所の突出を防ぐのに十分なほど近接するように調節される。同時に、これらの寸法は、ステントの柔軟性を犠牲とせずに、カテーテルのバルーン上にステントをトラブルなく圧着できるように調節される。間隔も調節されて、所望の断面プロファイルを提供する。この構造は、ステントが完全に拡張した後のステントストラットの均一な内腔壁の適用範囲を提供する。ステントは、精密かつ堅固に身体内腔に並置される。展開中、セクションの個々の素子は、骨格構造全体を変形させずに隣接円筒状素子をわずかに妨害することができる。ステント拡張後、素子の部分は外側にわずかに傾き、血管壁に少し埋め込まれて、ステントを身体内腔に適切に配置することができる。拡張後、これはステントをしっかりと適所に並置するのに役立つ。個々のセル、s状リンク機構、およびセルの相互接続の構造は、圧着および拡張中にステント全体にわたり均一に応力を分布するように設計される。これにより、ステントの中央部は端部よりも早く拡張し、ステントは完全に拡張した後に均一な直径を獲得する。開放セルの相互接続は上述のようにs状リンク機構によって達成される。これらのリンク機構は、正弦波状のセルを形成する素子の側面のほぼ中心で接続される。これにより十分に支持された構造的桁形状の構造が提供されて、未支持の長は交差結合されたトラス桁のようにsリンク機構の接続点において縮小される。s状リンク機構は、開放セルの側方素子に偏心して接続させることもできる。このために、この素子の未支持長は3つの部分に分割される。これらの素子の未支持長はこれらのs状リンク機構の位置に依存する。これにより、ステントの全体構造に強度が追加され、短縮に耐える。セルの素子は拡張後に完全に塑性変形して、許容可能な限界内で弾性反跳を十分に維持する。ステント骨格構造はステント設計者にステント素子の形状やその他の寸法を変動させる十分な自由裁量の余地を与えて、ステントストラット厚を有効に低減し、許容可能な限界内で径方向強度を維持して所望の疲労抵抗を得る。ステント厚を低減することで身体内腔壁への損傷も低減されることは一般に認められている。ステントの柔軟性は、ステントの外周にわたるs状リンク機構の厚さおよび数とその位置によって決定される。これらのsコネクタの数を低減する場合、正弦曲線状部分の一部は自由になり、ステントにさらなる柔軟性を与える。しかしながら、これによりステントの径方向強度は弱まる。よって、柔軟性と強度との間のバランスを取ってステントの全体特性を最適化することが極めて重要である。本発明に記載されるステントの設計は概して冠動脈系のためのものである。しかしながら、本発明に記載される構造では、脳血管系や腎臓血管系などのその他の用途用のステントを製造できるように、ステントの素子の形状やその他寸法を変更することができる。たとえば、脳血管系に所望される特性を得るように構造を変更することによって、径方向強度を低減し、ステントの柔軟性を高めることができる。閉鎖セル構造をステントの一端のみに設けることによって、特定用途に適するように製造することができる。閉鎖セルが設けられない場合、ステントの差別的な拡張が排除されて、腎臓用途に適するように製造される。このように、本発明に記載されるステント構造は、ステント設計者に任意の用途に合ったステントをあつらえる十分な柔軟性を提供する。好適な実施形態の詳細な説明図1~4に示されるように、本発明の好適な実施形態は、ステントの縦軸に沿った中央部8および同一の端部6および7から成るステント3を含む。すべての部分は、直接接続またはs状リンク機構を介して特定の方法で結合される複数の正弦波状部9閉鎖および12開放を有する拡張可能なストラット素子9’、9、12’、12、および13を有してステントの本体全体を形成する。正弦曲線状の閉鎖セル9は図5に示されるようなストラット9’および9を有する。正弦曲線状の開放セル12は図6に示されるようなストラット12’および12を有する。閉鎖セル9のストラット9’および9は、接合部11を形成する長さに沿って、図5に示されるように接合部10を形成する先端で、相互接続される。ある列の開放セル12は、図6に示されるようにs状相互接続リンク13によって次の列の別の開放セル14に接合される。ストラット9’、9、12’、12、および13の幅は同一でも異なっていてもよく、ステントの所望の特性を達成するように調節することができる。これらの素子およびセルの形状とストラットの幅は、所望の機械的強度および柔軟性をステントに与え、圧着プロセスを容易にするように調節することができる。ステントは軸方向断面にわたって均一に拡張し、特定の展開圧力で全長にわたって特定の直径を達成する。ステントの展開中、送達カテーテルのバルーンは油圧を印加することによって拡張される。これにより、バルーンに圧着されたステントに力が加わって、バルーン2と共にステントを径方向外側に拡張させる図2および3A。セル9’、9、12’、12、および13のストラットは張力を受ける。この張力により、これらの素子は、ステント軸に沿った特定断面で外周にわたってステントを均一に拡張させるように、特定の方法でそれぞれの形状に変形する。ステントの中央部および端部の異なる機械的強度すなわち、異なる径方向拡張抵抗に応じて、異なる部分の拡張度合いが異なる。端部は閉鎖セルから成り、比較的低い機械的強度の開放セルから成る中央部よりも高い機械的強度を有する。この差別的な強度により、図9から明らかであるように中央部は端部よりも早く拡張する。バルーンが特定の展開圧に達すると、ステントは全長に沿って特定の直径を採る。正弦曲線状セル構造のサイズ、形状、幅、厚さおよびクロスサポートを変動させて、ステントの部分毎に異なる機械的強度を実現し、異なる拡張特徴を生成することができる。上述したように、閉鎖セルは、s状相互接続リンクによって接続される開放セルよりも拡張力に強い。一実施形態では、端部は図10に示されるように相互に接続される閉鎖セルから成る。別の実施形態では、端部は図11に示されるように1つおきに相互接続された閉鎖セルから成る。図10に示される構成はこの部分で図11に示される構成よりも高い機械的強度を有するようになることは明らかである。同様に、中央部の強度は、図12および13に示されるような相互接続s状リンクの配置を変更することによって変動させることができる。s状リンクは図12に示されるような1つおきの正弦曲線状セルまたは図13に示されるようなすべての正弦曲線状セルに設けることができる。明らかに、図13の配置は図12の配置よりも強い強度を提供する。さらに、任意の部分またはセルの強度は、ストラットの幅を増大させる、あるいはストラット厚を増大させることによって高めることができる。後者の方が強度に大きな影響を及ぼす。よって、これらの配置は、ステントの骨格形状を操作して、ステントの様々な部分での所望の相対強度ならびにステントの柔軟性を実現する際に設計者に広い機会を提供する。セルを形成する素子の形状の変更は、セルの機械的強度の変更に利用することができる。図14、15、および16は、ステント端部で閉鎖セルを形成する素子の様々な形状を示す。図14は正弦曲線形状を有する素子を示す。2つの隣接素子の形状は同一ではない。図15および16は、端部で弧状を描く直線状の素子を示す。図15の閉鎖セルは平行素子を有するが、図16の閉鎖セルは平行ではない。これらの構成の相対強度および柔軟性はそれぞれ異なる。これらの図は、異なる強度およびその他の特性を実現するために形状およびサイズを変更することができるというアイデアを提供するものである。セルの強度は寸法を低減することによって増強することができる。たとえば、閉鎖セルの図5を参照されたい。セル強度は寸法aおよびbを低減することによって増強することができる。同様に、開放セルの強度は寸法dを低減することによって高めることができ図6を参照、その逆もまた可である。中央部の強度は寸法cを低減することによって高めることができる図6を参照。s状リンク機構13を素子12’または12寸法eに接続する位置も強度を変更することができる図6を参照。これらの寸法を調節しつつ、圧着および拡張を困難にしたりステントの柔軟性に悪影響を及ぼしたりすることがないように注意を払うべきである。上述のすべての態様は、ステントの特性を変動させる広い機会をステント設計者に提供する。セルの寸法および形状は、最適な機械的特性に至り、より優れた臨床パフォーマンスを実現するステントの骨格構造を達成するように調整することができる。別の実施形態では、図17に示されるように、ステントの一端は閉鎖セルで構成され、ステントの残り部分は開放セルを有する。この場合、開放セルを有する端部が最初に拡張し、ステントの残りの部分の拡張が後に続く。閉鎖セルを有する他端が最後に拡張する。この特徴は、幅広い病変形態全体に対するセルの適合性を高め、縁部の損傷を最小限に抑えることができる。さらに別の実施形態では、ステント全体が図18に示されるような開放セルとs状相互接続リンクとで作製される。このステントはドッグボーニング作用を発揮する。s状リンク機構が高い柔軟性を提供するため、このような構造は脳血管系への埋込みのような用途で好ましい。この場合のストラット厚は、ステントを低圧で拡張させるように薄くすることができる。このようなステントは、膝下への埋込みに使用することもできる。しかしながら、この用途では、ストラット厚を増加させて、径方向強度および疲労抵抗を高めることもできる。よって、本発明のステント構造は、用途に合わせて調整できる無数の好ましい可能性を提供する。本発明は差別的な熱処理または差別的な電解研磨プロセスを必要としないステント構造について記載する。したがって、ストラット厚は軸方向長さとステントの外周全体で一定のままである。よって、ストラット厚はステント全体の厚さでもある。上述のすべての態様は冠動脈ステントの以下の好適な実施形態で例示される。好適な実施形態では、冠動脈ステントは当技術分野において既知な冠動脈ステントを作製する方法によってコバルトクロム合金L-605で作製される。ステントを作製するのに使用される管は、薄壁で正確な寸法を有する。製造ステップを以下説明する。1.薄レーザ光を有する精密なレーザ切断機で管を切断して正確な骨格形状を取得する。2.標準的方法を用いて切断したステントを清掃し、汚れ等を除去する。3.汚れを除去したステントを熱処理して、所望の微細構造ならびに金属の機械的強度および疲労抵抗を得る。4.熱処理ステントを電解研磨して、工程パラメータを正確に制御することによってストラット幅および厚さの所望の表面特性および正確な最終寸法を達成する。5.治療薬/生体適合性材料での被覆後にカテーテルのバルーン上にステントを圧着させる。本好適な実施形態の冠動脈ステント、ステントの構造、および全体の骨格構造を図14に示す。様々なサイズのステントの場合、端部の構造は同一である、すなわち、ステントの縦軸にわたる閉鎖セルの数はどのサイズでも同じである。ステントの縦軸にわたる中央部の開放セルの数を変動させて、所望の全長のステントを実現する。ステントの外周にわたる閉鎖セルおよび開放セルの数は、ステントの直径が異なる度に異なる。本好適な実施形態のストラット厚は平均65ミクロンであり、同等サイズの他のステントと比べて薄かった。様々なサイズのステントに様々な機械試験を施し、その結果を以下に示す。別の好適な実施形態では、冠動脈ステントを、上述の好適な実施形態よりも薄いストラットで作製した。本実施形態では、ステントは上記実施形態に記載の方法によってコバルトクロム合金L-605から作成される。本好適な実施形態では、ステント構造と全体の骨格構造を図15に示す。様々なサイズのステントで、端部の構造は同一である、すなわち、ステントの縦軸にわたる閉鎖セルの数はどのサイズでも同じである。ステントの縦軸の中央部にわたる開放セルの数を変動させて所望の全長のステントを実現する。ステントの外周にわたる閉鎖セルおよび開放セルの数は、ステントの直径が異なるごとに異なる。本好適な実施形態のストラット厚は平均35ミクロンであり、市販の同等サイズの他のステントよりもずっと薄かった。上記実施形態の様々なサイズのステントに様々な機械試験を施し、その結果を以下に示す。別の好適な実施形態では、腎臓ステントは本発明の同じ全体構造を用いるコバルトクロム合金L-605で構成される。本実施形態では、ステントは上記実施形態に記載の方法によってコバルトクロム合金L-605で形成される。本好適な実施形態では、ステント構造と骨格構造全体が図16に示される。様々なサイズのステントの場合、端部の構造は同一である、すなわち、ステント縦軸にわたる閉鎖セルの数はどのサイズでも同じである。ステントの縦軸にわたる中央部での開放セルの数を変動させて、所望の全長のステントを実現する。ステントの外周にわたる閉鎖セルまたは開放セルの数は、ステントの直径が異なるたびに異なる。本好適な実施形態のストラット厚は、上述の2つの実施形態の中間である平均50ミクロンであった。上記実施形態の様々なサイズのステントに各種機械試験を施し、その結果を以下に示す。上記実施形態から明らかなように、骨格構造は、ステント厚の変動で所望の機械的強度に至るように変更することができる。35ミクロンのストラット厚のステントを記載する実施形態が特に重要である。ストラット厚が薄いほど、血管への損傷が少ないことは十分に実証されている。損傷の低減は結果的に、血管再狭窄の低減と、埋込み後の臨床的合併症の低減につながる。35ミクロンのストラット厚のステントは十分な機械的強度とその他の所望の特性を有する。本実施形態における動脈に対する金属の割合は非常に高いため、薄い被覆厚で必須の薬剤を搭載することができる。本実施形態におけるステントの断面プロファイルは0.98mm直径3.0mmのバルーンの場合が適切である。35ミクロン厚のステントの放射線不透過性は他の上述ステントと同程度だった。Driver登録商標ドライバーやVision登録商標ビジョンのステントのX線画像と共に35ミクロン厚のステントMitsuミツのX線画像を以下に示す。ステント厚は、ステントを作製するためにコバルトクロム合金L-605よりも機械的に強靭であり、十分な放射線不透過性を有する金属または合金を使用することによって35ミクロン未満まで低減することができる。利点:1.異なる機械的強度を提供する閉鎖セルおよび開放セルの構造。2.中央部が最初に拡張してドッグボーニング作用を解消するステント。3.形状、寸法、および装着の数と位置を変更することで構造上の柔軟性を提供する形状。4.十分な機械的特性を有する最薄ストラットのステント。