JP6254596B2 - ポリテトラフルオロエチレンコポリマーエマルジョン - Google Patents

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Description

開示の分野
本開示はフッ素化ポリマーエマルジョンに関し、より詳細には、医療用途のためのテトラフルオロエチレンコポリマー（ＴＦＥコポリマー）エマルジョンに関する。
開示の背景
ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）コポリマーは当該分野でよく知られている。ＰＴＦＥコポリマーは多くの産業において非常に有用であるが、その不活性及び生体適合性のために、医療用途に特に有用である。
多くの点で有用ではあるが、医療用溶液中にＰＴＦＥコポリマーを使用することは困難をもたらす。水溶性であるＰＴＦＥコポリマーは、さほど不活性ではないこと及び水性環境中での溶解に対して耐性がないことから、多くの医療用途には有用でない。一方、水に不溶性であるＰＴＦＥコポリマーはしばしば非常に疎水性であり、そのことも問題となる。具体的には、これらのタイプのテトラフルオロエチレンコポリマーを可溶化するために使用される溶媒は非常に毒性であり、又は、さもなければ生体組織に有害である可能性がある。従って、インビボでのそのような溶液を使用することは理想的なシナリオではない可能性がある。
さらに、不溶性ＰＴＦＥコポリマーの疎水性の性質のために、親水性治療剤とこれらのコポリマーを混合することも困難である。というのは、ＰＴＦＥコポリマーを溶解するのに適した溶媒は、一般的に、親水性物質を溶解するのに適していないからである。ＰＴＦＥコポリマーと親水性物質を混合するための１つのアプローチは、エマルジョンなどのコロイドを形成することである。しかしながら、医療用途に有用であるためには、薬剤エマルジョンは比較的に動力学的に安定であるべきである。フルオロポリマーの非常に疎水性の性質は、化学的及び熱力学的不安定性を制御するための界面活性剤又は共溶媒を使用せずに安定なエマルジョンを形成することを困難にする。実際、界面活性剤及びフルオロポリマーを組み合わせて使用することは、ＰＴＦＥエマルジョンを形成するための従来の方法である。しかしながら、界面活性剤又は共溶媒、特に、低い毒性の可能性を有する共溶媒又は界面活性剤なしに、形成する方法についてはほとんど知られていない。
このように、より有害性が低い溶媒中でポリテトラフルオロエチレンコポリマーを配合することができること、及び／又は、これらのポリテトラフルオロエチレンコポリマーと親水性物質を混合することができることが必要である。特に、ＦＤＡによって「低い毒性の可能性を有する溶媒（クラスＩＩＩ溶媒）」として分類される溶媒などの低毒性の溶媒中でポリテトラフルオロエチレンコポリマーを配合することができることが必要である。
好ましくは、界面活性剤などの別の成分を添加することなく、ポリマー材料自体が親水性物質を含む配合物のための生体適合性界面活性剤として作用する、フルオロポリマーを含む、動力学的に安定したエマルジョンを形成することができることが望ましい。
開示の概要
本開示は、クラスＩＩＩ溶媒などの低毒性溶媒中に溶解することができ、そして低毒性溶媒中に溶解したフッ素化ポリマー、及び、水又は塩類溶液などの水性溶媒中に溶解された親水性物質（例えば、治療剤）を含む安定な溶媒中水型エマルジョンを形成することが可能である、ＰＴＦＥなどのフッ素化コポリマーの群に関する。特に注目されるのは、本開示のフッ素化コポリマーが、追加の界面活性剤又は共溶媒の非存在下で動力学的に安定なエマルジョンを形成することができるという事実である。また、本開示によれば、テトラフルオロエチレンコポリマー（ＴＦＥ）エマルジョンは、混合が微視的レベルで起こり（すなわち、親水性物質相が、ラマン分光法により測定して約５００ｎｍ未満のスケールを含む）、そして分子レベルで（すなわち、親水性物質相は、変調示差走査熱量測定法により測定して親水性物質の分子サイズのおおよそのサイズのスケールを含む）で起こるように、親水性物質と均一に混合されうる。これらのエマルジョンは有用であり、とりわけ、必要に応じて治療剤とともに、医療デバイス及び生体組織を均一の様式でコーティングするために有用であり、また、生体組織内の間隙空間を満たし、又は、生体器官内の内腔又は内腔の複雑系を閉塞するのに使用するために、例えば、液体塞栓療法に有用である。
本開示の１つの態様は、開示のフッ素化コポリマーのクラスが化学的及び熱力学的な不安定性を制御するための追加の界面活性剤又は共溶媒の非存在下で動力学的に安定なエマルジョンを形成することである。一般に、フルオロポリマーは２つのカテゴリーの１つに分類される：非水性で、しばしば毒性の溶媒中に溶解されるもの、及び、非常に水溶性であるもの。非水溶性のフルオロポリマーでは、エマルジョンを形成するために界面活性剤及びフルオロポリマーを組み合わせて使用することがよく知られている。エマルジョンの形態のこれらの混合物は、疎水性又は親水性物質のいずれかをフルオロポリマーと混合させることを可能にする。しかしながら、界面活性剤のような性質を備えた、すなわち、親水性物質の存在下で動力学的に安定なエマルジョンを形成することができる能力を有するフルオロポリマーは当技術分野で知られていない。界面活性剤又は共溶媒などの別の成分を添加することなく、医療用途のための動力学的に安定なエマルジョンを形成することができる本開示のフッ素化コポリマーの能力はユニークである。
本開示の１つの実施形態は、クラスＩＩＩ溶媒などの低毒性溶媒中に溶解することができ、そして低毒性溶媒中に溶解されたＴＦＥコポリマー及び水中に溶解された親水性物質（水溶性治療剤）を含む安定な溶媒中水型エマルジョンの作成を可能にするＴＦＥコポリマーの群を対象とする。前記ＴＦＥコポリマーとしては、アセテート、アルコール、アミン又はアミド官能基ならびにこれらの組み合わせを含む官能性モノマーと、ＴＦＥとのコポリマーが挙げられ、例えば、ポリ（テトラフルオロエチレン−酢酸ビニル）（ＴＦＥ−ＶＡｃ）、ポリ（テトラフルオロエチレン−ビニルアルコール）（ＴＦＥ−ＶＯＨ）及びポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール−コ−ビニル[アミノブチルアルデヒドアセタール]）（ＴＦＥ−ＶＯＨ−ＡｃＡｍ）が挙げられる。溶媒は水と混和性であり、ＰＴＦＥコポリマーを溶解し、そして好ましくは低い毒性を示す任意の非水性溶媒を含み、例えば、水混和性のクラスＩＩＩ溶媒を含む。これらのエマルジョンは、とりわけ、必要に応じて治療剤とともに、医療デバイス及び生体組織を均一の様式でコーティングするために有用であり、また、生体組織内の空隙空間又はギャップを満たし、又は、生体内の内腔又は内腔の複雑系を閉塞するために、例えば、液体塞栓療法に有用である。
本明細書中に記載の他の実施形態としては、デバイス、システムとともに、エマルジョンの製造及び使用方法、及び、記載のエマルジョンの送達又は適用に利用される追加のデバイスの使用方法が挙げられる。
図面の簡単な説明
添付の図面は本開示のさらなる理解を提供するために含まれ、本明細書中に組み入れられ、そして本明細書の一部を構成し、本開示の実施形態を例示し、記載と共に、本開示の原理を説明するのに役立つ。
図１は均一に分布した治療剤を含むテトラフルオロエチレンコポリマーエマルジョンの実施形態のＳＥＭ像を示している。
図２（ａ）はオーガ部材を含むデリバリーデバイスの実施形態を示す。
図２（ｂ）は複数のシリンジデバイスを含むデリバリーデバイスの実施形態を示す。
図３（ａ）〜図３（ｄ）は本明細書中に記載のエマルジョンで充填されている閉塞ケーシングデバイスを示す。
図３（ｅ）はインビボでの図３（ｄ）を示す。
図４（ａ）〜図４（ｄ）は実施例で説明されるとおりである（ａ）サスペンションＤ、（ｂ）サスペンションＶ、（ｃ）動力学的に不安定なエマルジョンＤ、（ｄ）動力学的に安定したエマルジョンＶの貯蔵容器の上面図である。
図５（ａ）（ｉ）〜図５（ｄ）（ｉ）は実施例で説明されるとおりである（ａ）サスペンションＤ、（ｂ）サスペンションＶ、（ｃ）動力学的に不安定なエマルジョンＤ、（ｄ）動力学的に安定したエマルジョンＶの貯蔵容器の側面図である。
図５（ａ）（ｉｉ）〜図５（ｄ）（ｉｉ）はそれぞれ図５（ａ）（ｉ）〜図５（ｄ）（ｉ）の貯蔵容器中のエマルジョンの物理的状態の概略図である。
図６（ａ）は実施例で説明されるとおりであるサスペンションＤ、サスペンションＶ、動力学的に不安定なエマルジョンＤ、又は、動力学的に安定したエマルジョンＶでコーティングされたフィルムサンプルの総コーティング質量及び薬剤装填量（μｇ／ｃｍ２）を示している。図６（ｂ）は実施例で説明されるとおりであるサスペンションＤ、サスペンションＶ、動力学的に不安定なエマルジョンＤ、又は、動力学的に安定したエマルジョンＶでコーティングされたフィルムサンプルの％デキサメタゾンリン酸ナトリウム（ＤＳＰ）を示す。
図７（ａ）〜図７（ｅ）は、（ａ）コーティングされていないフィルム、及び、実施例で説明されるとおりである（ｂ）サスペンションＤ、（ｃ）サスペンションＶ、（ｄ）動力学的に不安定なエマルジョンＤ、又は、（ｅ）動力学的に安定したエマルジョンＶでコーティングされたフィルムのＳＥＭ顕微鏡写真を示す。
図８（ａ）及び図８（ｂ）はそれぞれ塞栓形成前及び塞栓形成後のヒツジ腎臓を示す。
図９（ａ）及び図９（ｂ）はそれぞれ塞栓形成前及び塞栓形成後のブタ腎臓を示す。
図１０は本明細書中に記載されるとおりのエマルジョンで充填した閉塞ケーシングの実施形態を示す。
図１１（ａ）は、本開示に記載されるとおりのエマルジョンでエンドリークをシールするための工程を示す。
図１１（ｂ）〜（ｆ）は、本開示に記載されるとおりのエマルジョンでエンドリークをシールするための工程を示す。
図１２は例２４に記載されるとおりの可逆過剰熱容量及び非可逆的溶融遷移の大きさを示している。
例示の実施形態の詳細な説明
本開示の様々な態様は、意図された機能を実行することができる任意の数の方法及び装置で実現することができることを当業者は容易に理解するであろう。別の言い方をすれば、意図された機能を実行するための他の方法及び装置を本明細書中に取り込むことができる。本明細書中に参照される添付の図面はすべてスケール通りに描かれているわけではなく、本開示の様々な態様を例示するために誇張されていることがあり、その点で、図面は限定するものとして解釈されるべきではないことに留意すべきである。
本開示は種々の原理及び思考体系と関連付けて記載されうるが、本開示は理論に拘束されるべきでない。例えば、本開示は医療関係の安定したフルオロポリマーエマルジョンと関連付けて本明細書中に記載されている。しかしながら、本開示は、フルオロポリマーエマルジョンが有用性を有する任意の関係で応用することができる。
また、本出願のいずれかの箇所で言及された、すべての米国特許文献を含むすべての公開文献は、それらの全体が参照によりここに明示的に組み込まれる。
本開示は、生細胞に低毒性である非水性溶媒中に溶解することができ、そして動力学的に安定した溶媒中水型エマルジョンの形成が可能であるフッ素化コポリマーの群を対象とする。本開示は、また、非水性溶媒中に溶解したＰＴＦＥコポリマー、及び、水中に溶解した親水性物質（水溶性物質）の溶媒中水型の動力学的に安定したエマルジョンを含む。これらのエマルジョンは、実質的に均一な様式でフルオロポリマー及び治療剤の混合物で基材をコーティングするために、とりわけ、医療デバイス及び生細胞、組織又は器官をコーティングするために有用であり、また、生体組織により包囲されている空隙空間又はギャップを満たし、又は、生体内の内腔を閉塞するために、例えば、塞栓療法、及び、組織膨化用途における使用に有用である。
塞栓治療法は種々の血管病変を治療するために行われる、最小侵襲性手順であり、塞栓治療法としては、限定されるわけではないが、血管過剰化腫瘍及び動静脈奇形の術前管理が挙げられる。塞栓治療法は、血管病変、例えば、血管過剰化腫瘍及び動静脈奇形への血流を制御又は防止する目的で、空洞、血管又は血管系の意図的な閉塞又は塞栓を含む。血管過剰化腫瘍は異常に多数の循環を提供する血管を有し、該腫瘍は悪性又は良性のいずれかである。動静脈奇形は動脈と静脈の間の異常接続であり、その存在は脳卒中及び死につながることがある。血管過剰化腫瘍及び動静脈奇形は身体の多くの部位で発生する可能性がある。また、塞栓はフィステル、エンドリーク、動脈瘤（動脈瘤関連の嚢を充填し又は閉塞することによる）を治療するために使用され、又は、病変による出血（例えば、臓器出血、胃腸出血、脈管出血、ならびに、動脈瘤に関連する出血）を制御するために血管を塞栓するために使用され、アクセス閉鎖及び慢性完全閉塞のために使用されうる。塞栓剤は、一般に、カテーテルデバイスを通して体の指定部位に送達される。塞栓剤は、永久移植片、生分解性移植片又は第二の手順によって除去される一時移植片であることができる。塞栓剤は、固体形態（例えば、カテーテル上のバルーン又は金属コイル）で送達され、又は、固体、ゲル又は中間状態であることができる第二の形態へとインビボで硬化する液体形態として送達されうる。ポリマーベースの液体塞栓剤の場合には、治療部位に塞栓溶液を注入すると、硬化プロセスの間に、塞栓剤の「液相」、すなわち、溶媒は部位から離れるように拡散し、沈殿ポリマーを残し、該ポリマーは病変部への血流を妨げる。
通常、溶媒中に溶解した水不溶性ポリマー、例えば、リピオドールを含むポリマー系液体塞栓組成物はシリンジ又はカテーテル技術を使用して標的部位に送達される。血液又は他の体液と接触すると、硬化と本明細書中で呼ばれるプロセスにおいて、溶媒は散逸し、水不溶性ポリマーが部位にて沈殿し、液体状態から、凝集塊として又は複数の別個の粒子としての固体状態又はゲル状態又は中間状態への転移を経て、それによって部位を塞栓する。
このようなポリマーベースの液体塞栓組成物の例は当該技術分野で存在する。これらの既知の組成物としては、ジメチルスルホキシド（ＤＭＳＯ）中に溶解したポリ（エチレンビニルアルコール）、エタノール（ＥｔＯＨ）中に溶解したポリ（ヒドロキシエチルメタクリレート）、リピオドール中に溶解しシアノアクリレート、及び、Ｎ−メチルピロリドン（ＮＭＰ）中に溶解したポリ（ラクチド−グリコリド）が挙げられる。ＤＭＳＯ、ＥｔＯＨ、リピオドール及びＮＭＰは周知の毒性を有し、血管痙攣、硬化症、中毒及び痛みなどの副作用を有する。このように、血管、器官又は他の標的部位に注入したときに、それらの使用は注意深くモニターしなければならない。また、これらの溶媒は、患者及び外科及び医療スタッフにとっての重大な不快感を引き起こす可能性がある有害蒸気を解放する。ＤＭＳＯ及びＮＭＰは、また、一般的なカテーテル及び介在性材料を溶解しそして損傷を与え、そのため、これらの溶媒は、特別な及び／又は高価なカテーテルならびに他の外科機器を必要とする。
このように、本開示の１つの実施形態は、生体組織へ低毒性である非水性溶媒に溶解させることができ、そして動力学的に安定した溶媒中水型エマルジョンを形成することができる、ＴＦＥコポリマーなどのフッ素化コポリマーの群を対象とする。また、前記溶媒中水型エマルジョンは特殊なカテーテルを必要としない。というのは、記載のエマルジョンは一般に使用されるカテーテルに損傷を与えず、又は、取るに足らないほどしか損傷を与えないからである。本開示の別の実施形態は、ジメチルスルホキシド（ＤＭＳＯ）又はＮ−メチルピロリドン（ＮＭＰ）などの生体組織への高い毒性を有する非水性溶媒中に溶解することができ、動力学的に安定した溶媒中水型エマルジョンの形成が可能であり、溶媒の毒性がエマルジョンからの希釈により低減される、フッ素化コポリマーの群を対象とする。本開示の別の実施形態は、ＤＭＳＯ又はＮＭＰなどの一般的なカテーテル材料に損傷を与える可能性がある非水性溶媒中に溶解することができ、動力学的に安定した溶媒中水型エマルジョンの形成が可能であり、溶媒の可能な毒性がエマルジョンからの希釈により低減又は排除される、フッ素化コポリマーの群を対象とする。本開示はまた、非水性溶媒中に溶解したフッ素化コポリマー及び水中に溶解した親水性物質（水溶性物質）の溶媒中水型の動力学的に安定したエマルジョンを含む。
下記の実施例が示すとおり、フッ素化コポリマー、例えば、ポリ（テトラフルオロエチレン−酢酸ビニル）（ＴＦＥ−ＶＡｃ）及びポリ（テトラフルオロエチレン−ビニルアルコール）（ＴＦＥ−ＶＯＨ）は、低減した毒性、副作用及び揮発性を有し、一般的に使用されるカテーテルを損傷しない溶媒及び共溶媒に可溶であることができる。これらの溶媒及び共溶媒としては、限定するわけではないが、アルキレングリコール（プロピレングリコール、オリゴエチレングリコール及びオリゴプロピレングリコールを含む）、水性アルキレングリコール、極性非プロトン性溶媒、例えば、ＤＭＳＯ、ＮＭＰ及びそれらの組み合わせが挙げられる。プロピレングリコール、オリゴエチレングリコール及びそれらの水性共溶媒は、特に、それらの非常に低い毒性、広範な静脈薬学的有用性で知られており、安全として一般に認識されるもの（ＧＲＡＳ）として分類される。これらは、血管痙攣及び疼痛の治療のための薬剤キャリアとして使用される。
１５．５％という低いＴＦＥのモル含有分を有するＴＦＥ−ＶＯＨ及びＴＦＥ−ＶＡｃは水に不溶性である。しかし、驚くべきことに、以下の実施例に示すように、ＴＦＥ−ＶＡｃ及びＴＦＥ−ＶＯＨは生理的温度でアルキレングリコール及び４０％の水（ｗ/ｗ）を含む水性アルキレングリコール中に可溶性である。これらの共溶媒系は、親水性造影剤、治療用化合物及び他の水溶性物質を可溶化することができる。アルキレングリコール又は水性アルキレングリコール、又は、水性ＤＭＳＯ又は水性ＮＭＰ中に４０％（ｗ／ｗ）の水で溶解したときに、これらのフッ素化されたＴＦＥコポリマーは血液又は塩類溶液と接触すると沈殿し、凝結塊として又は複数の別個の粒子として、固体又はゲル状の塞栓塊を形成するように硬化する。
対照的に、１５．５％という低いエチレンモル含有分で、ＴＦＥと類似の炭化水素から製造されるビニルアルコールコポリマー、すなわち、ポリ（エチレン−ビニルアルコール）（ＥＶＯＨ）は水溶性である。有機溶媒中に溶解したときに、これらの低エチレン含有コポリマーは血液又は塩類溶液と接触した際に沈殿せず、塞栓塊を形成するように硬化しないであろう。さらに、当該技術は、このようなＥＶＯＨ化合物が生理的温度よりも有意に高い温度でのみアルキレングリコールなどの溶媒中に可溶性であることを教示している。当業者は、ＴＦＥ−ＶＯＨなどのより疎水性のポリマーが生理的温度でアルキレングリコール及び水性アルキレングリコール中に可溶性であると予測しないであろう。
ＴＦＥ−ＶＡｃ及びＴＦＥ−ＶＯＨが上記のような溶媒挙動を有するという事実は、特に、ＥＶＯＨ又はポリ（エチレン−酢酸ビニル）などの当該技術分野における類似のコポリマーと比較したときに、驚くべきであり、予想外である。したがって、ＴＦＥ−ＶＡｃ及びＴＦＥ−ＶＯＨは高含水量の共溶媒系中に溶解させることができるので、溶媒の毒性／副作用、溶媒蒸気揮発性及び溶媒のカテーテルとの非適合性に関連する課題が大幅に低減される。さらに、これらの系は、針、カテーテル及びマイクロカテーテルデリバリーを可能にする粘度を有する。従って、それらの低粘度及び低毒性のために、これらのＴＦＥ−ＶＡｃ及びＴＦＥ−ＶＯＨ塞栓組成物は、解剖標的部位に対して、現在の塞栓療法よりも問題が少なく送達されうる。これらの材料は、また、単独で又は任意の所望の形状の様々な閉塞性ケーシングと組み合わせて、医療コーティング剤又は組織膨化剤及び／又は閉塞剤としての幅広い用途を有する。
本開示の別の実施形態は、非水性溶媒に溶解した前記フッ素化コポリマー及び水中に溶解した薬剤などの親水性物質の溶媒中水型の動力学的に安定したエマルジョンを含む。これらの組成物は、また、例えば、親水性薬剤及び／又は造影剤を輸送しながら、塞栓治療に用いることができる。
本発明はまた、非水性溶媒中に溶解した前記フッ素化コポリマー、及び、包接錯体で錯化され、水中に溶解した疎水性薬剤の前記溶媒中水型の動力学的に安定したエマルジョンであって、医療デバイス及び生体組織を含む基材上に実質的に均一なコーティング、又は、ポリマー塊を形成するためのエマルジョンを含む。代わりに又は追加的に、薬剤は前記非水性溶媒中に溶解することができ、又は、コポリマーと共役することができ、いずれの場合にも、その後、本開示により乳化される。
医療デバイス又は組織などの基材は、一般に、溶媒中に薬剤などの物質及びポリマーを溶解し、そしてこの溶液を基材に塗布することにより、薬剤−ポリマーマトリックスで被覆される。しかし、親水性物質（例えば、タンパク質、ペプチド、造影剤、親水性薬剤、薬学的に許容される塩及びステロイド誘導体、及び／又は、下記の他の物質）は、多くの場合に、水のみに可溶性であるが、多くの生体適合性ポリマーは有機溶媒中にのみ可溶性である。この溶解度の問題を回避するために、親水性物質は非水性ポリマー溶液中に懸濁されうる。次いで、得られたサスペンションを基材に塗布することができる。しかし、親水性物質は、これらのサスペンションから容易に沈殿し、それにより、コーティング装置の噴霧ノズルを妨害し、又は、それにより、浸漬浴から沈降し、それにより、コーティング効率を低減し、そして低いコーティング均一性をもたらすことがある（例２及び３に示されるとおり）。さらに、親水性物質の効力は、ニートの有機溶媒中での懸濁により損なわれることがある。
これらの問題を回避するために、当該技術分野で幾つかの方法が試みられている。これらの方法は、基材に別々にポリマー及び医薬を適用するための二つの別々のアプリケータを使用することを含む。この場合において、少なくとも２つの噴霧ノズルを用いて基材をコーティングする。一方のノズルはポリマーの有機溶液を噴霧し、他方のノズルは親水性物質の水溶液を噴霧する（例えば、米国特許第５，９８０，０９７号明細書を参照されたい）。別の方法は、有機ポリマー相中の親水性薬剤のサスペンションを作製し、そしてサスペンションを「十分に混合された」状態に維持するために、サスペンションを撹拌することを含む。上記の方法は高価な装置を必要とし、信頼性が低く（例えば、噴霧ノズルが目詰まりし、又は、浸漬浴は沈降しうる）、及び／又は、時間が掛かる。さらに、親水性物質の分布は均一ではなく、親水性物質の効力は依然として妥協されうる。
フッ素化コポリマーは、その生体適合性、耐久性及び不活性のために、これらの医療コーティングに特に有用である。これらの好ましい化学的及び物理的特性を有するこのようなフッ素化コポリマーは、しばしば、水に不溶性である。このように、一般的な溶媒は親水性薬剤及び疎水性フルオロポリマーの両方を可溶化するために使用することはできない。
疎水性フッ素化コポリマー及び親水性物質のエマルジョンであって、動力学的に安定であり、溶媒への暴露による損傷に対して物質を保護し、かつ、簡便に基材に適用することができるエマルジョンを含む組成物は、特に、溶媒がヒトにおける使用のための生体適合性でかつ安全であるならば、非常に有用である。上述のように、非水性溶媒中に溶解したフッ素化ＴＦＥコポリマー及び水中に溶解した親水性物質を含む、新規の溶媒中水型の動力学的に安定なエマルジョンは、前記親水性物質の不均一な分布及び／又は噴霧ノズルの目詰まり及び／又は浸漬浴の沈降及び／又は基材を均一にコーティングするために特殊な装置を有することが必要であるという問題を緩和するであろう。非水性溶媒中に溶解したフッ素化ＴＦＥコポリマー及び前記非水性溶媒中に溶解した治療剤を含む、新規の溶媒中水型の動力学的に安定なエマルジョンでも利点を実現することができる。
本明細書中で定義されるときに、「溶媒」は任意の他の物質の添加なしにフルオロポリマーコポリマーを溶解することができる有機溶媒であり、溶媒は水混和性であり、好ましくは低い毒性を示す。本明細書中で定義されるときに、「低毒性溶媒」は米国食品医薬品局（ＦＤＡ）又はヒト使用のための医薬登録のための技術要求のハーモナイゼーションに関する国際会議（the International Conference on Harmonixation of Technical Requirements for Registration of Pharmaceuticals for Human Use (ICH)）（ＩＣＨ）によって定義される「クラスＩＩＩ溶媒」、例えば、アセトン及びジメチルスルホキシド、ＦＤＡにより定義される「一般に安全と認識されている」(ＧＲＡＳ)溶媒、例えば、プロピレングリコールが挙げられる（Guidance for Industry: Q3C: Tables and List", FDA Guidance, Rev 1 , Nov 2003及び"ICH Guideline: Harmonization of Residual Solvents in Pharmaceuticals", LS Wigman, Pharm Tech, p 102-108, Oct 1996を参照されたい。その両方の全体を参照により本明細書中に取り込む）。また、溶媒は、比較的に低毒性の任意の水混和性溶媒、例えば、水混和性及び比較的に低い毒性を有するＦＤＡ及び／又はＩＣＨ分類クラスＩＩ溶媒である幾つかのもの、例えば、アセトニトリル、ジオキサン、ホルムアミド、ジメチルホルムアミド、ピリジン、ＮＭＰ、メチルピロリドン、ジメチルアセトアミド、エチレングリコール、メトキシメタノール、ピリジン、ピペリジン、スルホラン、テトラヒドロフラン、トリクロロ酢酸などを含むことができる。他の適切な低毒性の溶媒としては、オリゴエチレングリコール、例えば、ポリエチレングリコール及びポリエチレンオキシドが挙げられる。表１（ＦＤＡガイダンス文書、「クラスIII溶媒」から採用）はクラスIII溶媒のリストを含む。
本明細書中に使用されるときに、「基材」は本発明のエマルジョンの実施形態がコーティングされ又は吸収される任意の表面であり、医療デバイス、フィルム、メンブレン及び表面を有する他の物体の表面が挙げられる。基材としては、また、血管の内膜又は外膜、食道、胃、肝臓、腸などの臓器の内部又は外部ライニング、椎骨、洞、溝、皮膚組織、筋肉組織、心膜組織などの組織、又は、任意の他の生物学的組織又は器官などの生体表面を挙げることができる。
本明細書中に使用されるときに、「コロイド」は、ある物質がマイクロスコピック又はナノスコピックに別の物質全体に均一に分散したものである。本明細書中に使用されるときに、「エマルジョン」は、第一の液体の第二の液体中のサスペンションである。定義されているように、第一の液体は不連続であり、第二の液体は連続であろう。別の言い方をすれば、第一の液体は第二の液体中に懸濁した離散ミセル又はマイクロ相もしくはナノ相を含むであろう。ナノ相のサイズは物質の分子サイズの規模のオーダーと同じくらい小さいことができる。溶媒中水型エマルジョンは第一の液体として水、及び、第二の液体として溶媒を含む。本開示によれば、各液体は一方の液体に可溶性であるが、他方の液体中に可溶性でない１種以上の化合物を含むことができる。
本明細書中で使用されるときに、「不透明点」はエマルジョンが水の滴下添加時に不透明になる点を意味する。この水の量は、動力学的に安定したコポリマーエマルジョンが動力学的な不安定性なく耐えることができる最大含水量として決定され、不透明点と呼ばれる。この定義は、例１１で例示されそしてその例中に含まれる。
本明細書中で使用されるときに、「動力学的に安定した」は、エマルジョンの成分が、少なくとも１分間、少なくとも５分間、少なくとも３０分間、少なくとも６０分間、少なくとも１ヶ月、少なくとも４ヶ月又は少なくとも１年間、懸濁したままである（すなわち、成分の沈殿、凝集、沈降、分離又は合体が肉眼で視覚的に検出可能ではない）安定度である。あるいは、本明細書中で使用されるときに、「動力学的に安定した」とは、エマルジョンの分散成分が界面活性剤、溶媒、共溶媒などの第三の乳化剤なしに、連続撹拌もしくは混合又は複雑な混合装置を必要とせずに、基材を均一にコーティングするのに十分に懸濁されたままである安定度である。本明細書中で使用されるときに、「不安定なエマルジョン」は動力学的に安定していないエマルジョンである。
本明細書中に使用されるときに、「均一なコーティング」は、実質的に均一な分布を有するコーティングを構成する成分を意味する。図１は本明細書中に記載されるとおりのエマルジョンの均一なコーティングを示している。
本明細書中で使用されるときに、「水混和性」とは、水と全ての割合で混合し、均一な溶液を形成する溶媒の性質を意味する。
本明細書中に使用されるときに、「水溶性物質」又は親水性物質は水中に溶解する物質を意味し、親水性治療剤、タンパク質、ペプチド、造影剤、医薬又は薬剤、又は疎水性治療薬、造影剤、医薬又は薬剤（例えば、パクリタキセル又はデキサメタゾン）と錯体化された封入剤（例えば、シクロデキストリン）を挙げることができる。封入剤は、本明細書中で使用されるときに、親水性部分及び疎水性部分の両方を含み、親水性（水性）環境から疎水性物質を隔離又は遮蔽することが可能な両親媒性物質である。疎水性物質は水溶性物質ではない物質を意味し、疎水性治療剤、タンパク質、ペプチド、造影剤、医薬又は薬剤、又は、封入剤を挙げることができる。
本明細書中に使用されるときに、「蒸発」は、溶媒又は溶媒混合物などの第一の物質の、第二の溶媒混合物、固体又は他の物質などの第二物質からの受動的又は能動的な除去を意味する。蒸発は、空気乾燥、フラッシュ乾燥、凍結乾燥又は溶媒の蒸発を可能にする任意の他の技術を含むことができる。このような技術は乾燥コーティングの形成をもたらす。
本明細書中に使用されるときに、「医療デバイス」は、血管移植片、ステント、ステント移植片、医療用バルーン（例えば、血管形成バルーン）、塞栓フィルター、カテーテル、心臓弁、心臓弁フレーム又はプレステント、閉塞器、センサー、マーカー、クロージャーデバイス、フィルター、塞栓保護デバイス、アンカー、移植可能なペーシングリード、神経刺激リード及び胃腸スリーブが挙げられる。
本明細書中で使用されるときに、「治療剤」（「有益な物質」又は「薬剤」とも呼ばれる）は、診断、外科、介入又は治療手順などの任意の手順を補助し、又は、診断、外科、介入、治療び／又は治癒効果を提供するのを補助する任意の物質を指す。治療剤は親水性、疎水性又は両親媒性であることができる。
より具体的には、「治療剤」としては、限定するわけではないが、イオヘキソール、イオパミドールイオプロミド、金ナノ粒子などの造影剤、平滑筋細胞の増殖を遮断することができるモノクローナル抗体、阻害抗体、成長因子に対する抗体及びチミジンキナーゼ阻害剤などのタンパク質及びペプチド、抗生物質、例えば、D-Phe-Pro-Arg、クロロメチルケトン、RGDペプチド含有化合物、ヘパリン、ヒルジン、抗トロンビン化合物、血小板受容体アンタゴニスト、抗トロンビン抗体、抗血小板受容体抗体、プロスタグランジン阻害剤、血小板阻害剤、抗血小板ペプチド、成長因子、例えば、血管細胞成長促進剤、例えば、成長因子、転写活性化剤、翻訳促進剤、血管細胞成長阻害剤、例えば、成長因子阻害剤、成長因子受容体アンタゴニスト、転写リプレッサー、翻訳リプレッサー、複製阻害剤、成長因子及び細胞毒素からなる二機能性分子、抗体及び細胞毒素からなる二機能性分子、プロテインキナーゼ及びチロシンキナーゼ阻害剤（例えば、チルホスチン、ゲニステイン、キノキサリン）、プロスタサイクリン類似体、コレステロール低下剤、スタチン、アンジオポエチン、内因性血管作用メカニズムを阻害する薬剤、モノクローナル抗体などの白血球動員阻害剤、サイトカイン、ホルモン、例えば、β−エストラジオール３−（β−Ｄ−グルクロニド）ナトリウム塩、β−エストラジオール３−スルフェートナトリウム塩、β−エストラジオール１７−（β−Ｄ−グルクロニド）ナトリウム塩、エストロン３−スルフェートナトリウム塩、エストロン３−スルフェートカリウム塩、エストラジオールアセテート、エストラジオールシピオネート、麻酔薬、例えば、リドカイン及びケタミン塩、鎮痛剤、例えば、アセチルサリチル酸、α−メチル−４−（イソブチル）フェニル酢酸、ジクロフェナクナトリウム塩、β−ヒドロキシ酸、サリチル酸、サリチル酸ナトリウム、ナプロキセンナトリウム、抗生物質、抗炎症剤、例えば、デキサメタゾン、デキサメタゾンリン酸ナトリウム、デキサメタゾン酢酸ナトリウム、エストラジオール、プレドニソロン、コルチコステロン、ブデソニド、エストロゲン、スルファサラジン及びメサラミン、シロリムス及びエベロリムス（及び関連類似体）及びそれらの組み合わせが挙げられ、また、細胞、哺乳動物細胞、真核生物、原核生物、体細胞、生殖細胞、赤血球、血小板、ウイルス、プリオン、ＤＮＡ、ＲＮＡベクター、細胞画分、ミトコンドリアなど、抗腫瘍／抗増殖／抗有糸分裂剤、例えば、パクリタキセル、ジクマロール及びその類似体、ラパマイシン及びその類似体、β−ラパコン及びその類似体、５−フルオロウラシル、シスプラチン、ビンブラスチン、ビンクリスチン、エポチロン、エンドスタチン、アンギオスタチン、アンギオペプチン及びそれらの組み合わせ、麻酔剤、例えば、アスピリン、リドカイン、ブピバカイン及びロピバカイン、プロスタグランジン阻害剤、血小板阻害剤、ドセタキセル、ドキソルビシン、パクリタキセル及びフルオロウラシルならびにその類似体などの細胞毒性剤、静細胞薬、細胞増殖影響因子、血管拡張剤、シロスタゾール、カルベジロール、抗生物質、エタノールなどの硬化剤、ならびに、それらの組み合わせが挙げられる。
非毒性非水性溶媒中に溶解することができ、溶媒中水型の安定なエマルジョンを形成することができるフッ素化コポリマーの群としては、アセテート、アルコール、アミンもしくはアミド又はそれらの組み合わせを含む有機官能基を少なくとも約７７モル％、及び、ＴＦＥを少なくとも約１５モル％含むＰＴＦＥコポリマーが挙げられる。別の実施形態において、溶媒中水型安定エマルジョンは水混和性有機溶媒を含み、少なくとも約５０％、約４７％、約４０％、約３５％、約３０％、約２７％、約２５％、約２３％、約２２％、又は、その質量範囲の水を許容することができる。さらに、溶媒中水型エマルジョンは、選択される特定のコポリマーに基づいて適切である、１％以下、５％以下、１０％以下又は他の質量百分率の前記フッ素化コポリマーを含むことができ、さらに、選択される特定の水溶性物質に依存して適切である、０．１％以下、０．５％以下、１％以下、５％以下、１０％以下、１５％以下、２５％以下、３５％以下、４５％以下又は他の質量百分率の前記フッ素化コポリマーを含むことができる。
本開示のフッ素化コポリマーの製造方法を下記に記載し、当該技術分野で知られている（例えば、Modenaら, "Vinyl Acetate and Vinyl Alcohol Copolymers with Tetrafluoroethylene," European Polymer Journal, 1967, v. 3, pp. 5-12を参照されたい）。本開示のフッ素化コポリマーは表２に示す特徴を有することができる。
以下の実施例で示されるように、本開示のエマルジョンは、モデル親水性物質デキサメタゾンリン酸ナトリウム（ＤＳＰ）により医療デバイスを均一にコーティングするために使用することができる。この実施形態では、動力学的に安定したエマルジョンはＴＦＥ−ＶＡｃ／アセトンの溶液とＤＳＰ／水の溶液を組み合わせることによって形成することができる。得られた動力学的に安定したエマルジョンを、フィルム基材をスプレイコーティングするために使用した。アセトン及び水の溶媒蒸発時に、この方法は、高薬剤装填量（６９質量％ＤＳＰ）の均一なコーティングを生成した。実際には、最終コーティング組成物（６９質量％の薬剤、３１質量％のポリマー）は全固形分（質量基準）に対する薬剤の初期の比率（７３％）の近傍であり、このコーティング法の均一性を示す。
本開示の１つの実施形態は、水混和性有機溶媒中に溶解したフッ素化コポリマー及び水中に溶解した水溶性物質を含む、溶媒中水型エマルジョンであって、動力学的に安定であるエマルジョンを含む。本開示の別の実施形態は、水混和性有機溶媒中に溶解したフッ素化コポリマー及び水中に溶解した水溶性物質を含む、溶媒中水型エマルジョンであって、系の不透明点が５質量％を超える水であり、６０質量％未満の水である、エマルジョンを含む。様々な実施形態において、前記コポリマーはテトラフルオロエチレンを含む。また、前記コポリマーの第二のモノマーは、アセテート、アルコール、アミン及びアミド官能基ならびにそれらの組み合わせからなる群より選ばれる有機官能基を含むことができる。別の実施形態では、前記フッ素化コポリマーはＴＦＥ−ＶＡｃである。別の実施形態では、前記フッ素化コポリマーはＴＦＥ−ＶＯＨである。様々な実施形態において、前記水溶性物質は治療剤、医薬品又は薬剤である。別の実施形態では、前記水溶性物質は造影剤である。別の実施形態において、前記治療剤は疎水性である。別の実施形態では、前記水溶性物質は親水性錯化剤と疎水性治療剤、医薬品又は薬剤からなる包接錯体である。別の実施形態では、包接錯体はシクロデキストリン分子と疎水性治療剤からなる。別の実施形態では、前記溶媒中水型エマルジョンは単一のアプリケータを用いて基材上に適用される。別の実施形態では、アプリケータは単一噴霧ノズルである。別の実施形態では、前記基材は、医療デバイス、生体器官及び生体組織からなる群より選ばれる。別の実施形態では、前記基材は医療デバイスである。別の実施形態では、前記医療デバイスは血管移植片、ステント、ステント移植片、血管パッチ、軟部組織パッチ、心臓弁、血管形成術用バルーン、塞栓フィルター、カテーテル、縫合糸及び移植可能なペーシングリードからなる群より選ばれる。別の実施形態では、前記エマルジョンは前記基材上に適用している間に混合も又は撹拌も必要とせずに、動力学的に安定なままである。別の実施形態では、前記溶媒中水型エマルジョンを基材に適用し、水混和性有機溶媒及び水を除去し（蒸発又は乾燥により）、フッ素化コポリマー及び治療剤を含む乾燥コーティングを基材上に残す。別の実施形態では、前記溶媒中水型エマルジョンを基材上に適用し、水混和性有機溶媒を除去し（抽出または浸出により）、エマルジョンを硬化させ、フッ素化コポリマー及び治療剤を含む水和コーティングを基材上に残す。別の実施形態では、前記溶媒中水型エマルジョンを基材に適用し、水混和性有機溶媒及び水を除去し（蒸発又は乾燥により）、前記基材上に均一に分布したフッ素化コポリマー及び治療剤を含む乾燥コーティングを残す。別の実施形態では、前記水混和性有機溶媒は表１に示す群より選ばれる。別の実施形態では、前記水混和性有機溶媒はアルコール、エステル、ケトン、グリコール及びアルデヒド、ならびに、極性非プロトン性溶媒、例えば、アセトニトリル、ジメチルホルムアミド、ジメチルスルホキシド、メチルピロリドンなどからなる群より選ばれる。
本開示の別の実施形態は、フッ素化コポリマー、水混和性有機溶媒を含む溶媒相、水溶性物質及び水相を含む、医療デバイス又は組織などの基材のためのコーティングを含み、ここで、前記成分が混合されるときに、該成分は動力学的に安定したエマルジョンを形成する。別の実施形態では、医療デバイスのための前記コーティングは、フッ素化ポリマー、水混和性有機溶媒を含む溶媒相、治療剤及び水相を含み、前記成分が混合されるときに、該成分は動力学的に安定したエマルジョンを形成する。様々な実施形態において、前記コポリマーはテトラフルオロエチレンを含む。また、第二のモノマーは、アセテート、アルコール、アミン及びアミドならびにそれらの組み合わせからなる群より選ばれる官能基を含むことができる。別の実施形態では、前記フッ素化コポリマーはＴＦＥ−ＶＡｃである。別の実施形態では、前記フッ素化コポリマーはＴＦＥ−ＶＯＨである。別の実施形態では、前記水溶性物質は、治療剤、医薬品又は薬剤である。別の実施形態では、前記エマルジョンは単一のアプリケータを用いて医療用基材上に適用することが可能である。別の実施形態では、前記エマルジョンは単一のアプリケータを用いて医療デバイス上に適用することが可能である。別の実施形態では、前記単一のアプリケータは単一噴霧ノズル（例えば、針、カテーテル、注射器、分注チップ、ピペットなどの他のアプリケータシステム）である。別の実施形態では、前記エマルジョンは前記基材上に適用している間に混合又は撹拌を必要とせずに、動力学的に安定なままである。別の実施形態では、前記溶媒中水型エマルジョンを基材に適用し、水混和性有機溶媒及び水を除去し（蒸発又は乾燥により）、フッ素化コポリマー及び水溶性物質を含む乾燥コーティングを基材上に残す。別の実施形態では、前記溶媒中水型エマルジョンを基材に適用し、水混和性有機溶媒及び水を除去し（蒸発または乾燥により）、前記基材上に均一に分布したフッ素化コポリマー及び水溶性物質を含む乾燥コーティングを残す。別の実施形態では、前記溶媒中水型エマルジョンを基材に適用し、水混和性有機溶媒を除去し（部分的な蒸発、抽出又は浸出により）、エマルジョンを硬化させ、フッ素化コポリマー及び水溶性物質を含む水和コーティングを基材上に残す。別の実施形態では、前記フッ素化コポリマー及び水溶性物質は前記医療デバイス上に均一に分布される。別の実施形態では、前記医療デバイスは、血管移植片、ステント、ステント移植片、血管パッチ、軟部組織パッチ、心臓弁、縫合糸、血管形成バルーン、塞栓フィルター、カテーテル及び移植可能なペーシングリードからなる群より選ばれる。別の実施形態では、前記水混和性有機溶媒は表１（上記）に示される群から選ばれる。別の実施形態では、前記水混和性有機溶媒はアルコール、エステル、ケトン、グリコール及びアルデヒド、及び、極性非プロトン性溶媒からなる群より選ばれる。様々な実施形態において、コーティングは、ミクロスコピックスケールで混合された相であることができ、すなわち、混合相ドメインはラマン分光法により測定して、約５００ｎｍ未満の大きさを含む。様々な実施形態において、コーティングは分子レベルで混合された相であることができ、すなわち、混合相ドメインは、変調示差走査熱量測定（Ｍ―ＤＳＣ）によって測定して、ほぼ治療剤分子サイズの大きさを含む。そのような分子的に相混合されたコーティングにおいて、そのコーティングは、治療剤を含まないテトラフルオロエチレンコポリマーのコーティングと比較して、テトラフルオロエチレンコポリマーの質量基準で、その過剰熱容量が少なくとも５０％低減し、又は、少なくとも８０％低減することができる。様々な実施形態において、コーティングは、Ｍ―ＤＳＣを用いた第一又は第二の加熱試験において、テトラフルオロエチレンコポリマーの質量基準で、可逆的発熱を本質的に示さず、そして、非可逆的発熱を本質的に示さない。
基材、例えば、医療デバイス又は組織のコーティングは、任意の数の適用で使用されてよい。基材のコーティングは体外で行われても、又は、インビボで行われてもよい。
１つの実施形態では、適用方法は、周囲の環境から組織を遮蔽する、保護バリアとして機能する組織のための一時的なパッチ又はカバーを提供することを含むことができる。記載のエマルジョンは、負傷した組織、例えば、やけど、カット、炎症、感染、外傷、罹患などした組織に適用されうる。組織のコーティングは大きな又は小さな領域をカバーすることができる。例えば、記載のエマルジョンは腸内容物からの汚染又は刺激から領域又はセクションを保護するための一時的なバリアとして作用するために、ポリープ又はある長さのＧＩ管を除去した後の腸の領域に適用されうる。
他の実施形態では、適用はインビボで移植片を構築することを含むことができる。移植片は、例えば、血管移植片又は胃腸移植片を含むことができる。インビボでの移植片の組み立てでは、より低い送達プロファイルとするのが容易になる。ある実施形態は、記載のエマルジョンを送り、インビボでのチューブ状又はその他のカニューレ処理形態にエマルジョンを成形することを含むことができる。チューブ状形態は、移植片、例えば、血管移植片又は胃腸移植片を含むことができる。ある実施形態は、さらに、成形されたエマルジョンに補強部材を適用し、又は、補強部材とともに送付し、組み立て構造物に構造的支持体を提供することができる。
同様に、別の用途は、構造部材、例えば、血管移植片を含む医療デバイス内の穴又は他のタイプの構造欠陥をインビボで修復することを含むことができる。記載のエマルジョンを欠陥に適用し、最終的に硬化することができる。本明細書中に使用されるときに、用語「硬化する」、「硬化」などは、溶媒相が押出されたエマルジョンから拡散し、及び／又は、非溶媒、例えば、水、水性溶媒、塩類溶液、血液及び血清などの体液が押出されたエマルジョンに注ぎ込まれることを指す。様々な実施形態において、灌流バルーンは、移植片へエマルジョンを灌流することができる。バルーンは、ＴＦＥコポリマーの硬化を可能にするために要求な時間にわたって膨張したままであることができる。他の実施形態では、エマルジョンは、チューブ状部材を通して送達されうる。チューブ状部材の遠位端は、エマルジョンが欠陥又は適用部位上にその遠位端から解放され得るように、デリバリーパスから半径方向外向きに曲がるようになっていることができる。硬化時間を短縮するために、補助内腔は、エマルジョンの適用の間又は後に、適用部位上に、塩類溶液などの非溶媒を噴霧することができる。特定の用途では、エマルジョンの送達の前に、当該技術分野で知られている塞栓防止及び／又は塞栓捕捉技術品は沈殿したＴＦＥコポリマー粒子の潜在的な望ましくない解放を防止するように適切に配置することができる。
他の実施形態では、記載のエマルジョンを使用して、組織、器官、フィルム又はシート材料又はその一部、例えば、移植片の１つの面の上にコーティング又は適用することができる。適用されたエマルジョンは接着剤として機能することができる。例えば、エマルジョンを使用して、組織又は医療デバイスなどの基材に移植片を接着することができる。
別の実施形態では、デバイスは、記載のエマルジョンを間に有する少なくとも２つの層を含むことができる。少なくとも２つの層はフィルム又はシートであることができる。それらの層の間に位置しているエマルジョンは、層がパンクされ、侵食され、引き裂かれた、又は、さもなければ損傷されたならば、層を容易にシールすることができる。デバイスは、移植片部材であることができる。他の実施形態では、デバイスは隔壁であることができる。同様に、前記エマルジョンはリークストップ又はシーラントタイプの材料として有用であることができる。
ギャップ又は空隙空間の充填は多くの用途を有することができる。ギャップ又は空隙空間の充填は体の外部で起こるか又はインビボで起こることができる。ある実施形態では、記載のエマルジョンはエンドリークの処置を容易にすることができ、又は、移植片、ステント又はステント移植片の外面の少なくとも一部をシーリングし、又は、周囲の血管又は隣接する移植片、ステント、又はステント移植片に接着するのを容易に行うことができる。例えば、図１１ａ〜ｆを参照すると、デリバリーシステム１１００はエマルジョンデリバリーカテーテル１１１０を含むことができ、それはエマルジョン源、例えば、予め装填されたシリンジである。様々な実施形態において、エマルジョンデリバリーカテーテル１１１０はエンドリークにアクセスできるようになっている。例えば、デリバリーカテーテル１１１０は操縦可能であり、及び／又は、湾曲した又は傾斜した遠位領域を有することができる。記載のエマルジョン１１３０は、エマルジョンデリバリーカテーテルの内腔を経由して輸送可能とすることができる。様々な実施形態において、エマルジョン１１３０は２．５Ｆｒカテーテルから１２Ｆｒカテーテルまでのカテーテルを通して流れることができる。
場合により、システム１１００は、さらに、カテーテル１１２０などの位置決め可能なバックストップ又は封じ込め機構を含むことができ、カテーテル１１２０の内腔を通過でき、そして注入されたエマルジョン１１３０を閉じ込めるための一時的なバックストップとして作用することができる拡張可能部材１１２５を有し、硬化に必要な程度に固定することができる。様々な実施形態では、封じ込め機構は、図３に示すように膨張性スリーブを含むことができる。様々な実施形態において、バックストップ機構は図１１ａ〜ｆで示されるとおりであることができ、カテーテル１１２０は遠位セクションでバルーンなどの拡張可能な部材１１２５を含む。拡張可能部材１１２５は順応性バルーンなどの十分にシールされたバックストップを形成するための様々な断面領域に適応されうる。カテーテル１１２０及び／又は拡張可能な部材１１２５は、エマルジョン１１３０が十分に硬化した後に、エマルジョン１１３０を通して引き抜くことができるように、滑らかな又は非粘着性の表面を有するように構成することができる。様々な実施形態において、エマルジョン１１３０は一時的又は恒久的に放射線不透過性であるように構成することができる。
エンドリークを治療する方法は、図１１ａ〜１１ｆに示すように、内部人工器官と血管の間又は２つの隣接する内部人工器官の間の間隙空間１１５０中にデリバリーカテーテル１１１０を配置することを含むことができる。エマルジョン１１３０はカテーテル１１１０の内腔を通して輸送され、シール１１３５を形成することができる。場合により、エマルジョン１１３０を送る前に、適切ならば、バックストップ機構を所定の位置に設定することができる。例えば、順応性バルーン１１２５は、間隙空間１１５０内の所望の位置で膨張されることができ、エマルジョン１１３０を充填される所望の量の空間１１５０内に含ませ続けることができる。あるいは、全体の動脈瘤嚢は充填されうる。注入されるエマルジョン１１３０の位置又は体積に依存しうる、エマルジョン１１３０を十分に硬化させるのに十分な所定の滞留時間の後に、拡張可能部材１１２５を引き抜くことができる。
記載のエマルジョンは、代替的特性又は形態のために他の材料と組み合わせることができ、コーティングし又は間隙空間を充填するために使用されることができる。例えば、記載のエマルジョンは、生体吸収性材料と混合することができる。生体吸収が起こるときに、硬化エマルジョン中に空隙を形成し、多孔性又はスポンジ状ポリマー材料を形成することができる。様々な実施形態において、空隙空間は、組織の内部成長が発生する可能性のある部位であることができる。生体吸収性材料の例としては、生物学的吸収の所望の速度を達成するために所望の比率に調整されたポリ（乳酸−コ−グリコール酸）（ＰＬＡ―ＰＧＡ）が挙げられる。他の潜在的に有用な生体吸収性材料としては、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）、ポリ−Ｌ―乳酸（ＰＬＡ）、ポリジアオキサノン（ＰＤＳ）、ポリヒドロキシブチレート、ヒドロキシブチレートとヒドロキシバレレートとのコポリマー、乳酸とε−カプロラクトンとのコポリマー、酸化再生セルロース、及び、種々の形態のコラーゲンが挙げられる。好ましい材料はポリ（グリコリド−コ−トリメチレンカーボネート）トリブロックコポリマー（ＰＧＡ：ＴＭＣ）、例えば、Biranらの"Highly porous self-cohered web materials having hemostatic properties,"という発明の名称の米国特許第７，６５９，２１９号明細書（その全体が参照により本明細書中に取り込まれる）に記載されている不織生体吸収性ウェブ材料である。このポリマー又は任意の他の選択されたコポリマー又はポリマーブレンドの割合は、所望の吸収速度を達成するように調整することができる。多孔性形態を含む他の潜在的に有用な生体吸収性材料は、Rosencraftらの米国特許４，２４３，７７５号明細書、Rosencraftらの同第４，３００，５６５号明細書、Jarrettらの同第５，０８０，６６５号明細書、Barrowsらの同第５，５０２，０９２号明細書、Lightらの同第５，５１４，１８１号明細書及びMinatoらの同第５，５５９，６２１号明細書、ならびに、Chuらの公開ＰＣＴ出願ＷＯ９０/０００６０に記載されており、それらすべてについて参照によりその全体が本明細書中に取り込まれる。
別の実施形態では、記載のエマルジョンを、ＴＦＥコポリマーエマルジョンの乾燥又は硬化の間又は後にガスを発生するガス発生剤と組み合わせて、スポンジ状材料を形成することができる。ある実施形態では、前記ガス発生剤はエマルジョンの送達前、中又は後に、インビボで組み合わせることができる。生成したガスは不活性であることができ、又は、生物学的又は治療的特性を有することができる。ガス発生剤は、限定するわけではないが、ニトログリセリン、亜硝酸アミル、ニトロソチオール、二硝酸イソソルビド、ニトロソアセチルアミン及びニトロソシステイン（一酸化窒素ガス前駆体）、ＮＯＮＯエート（ニトロキシルガス前駆体）、硫化アルミニウム及び硫化水素ナトリウム（硫化水素ガス前駆体）、硫化水素アンモニウム（水硫化ガス前駆体）、チオ亜硝酸エステル（チオ亜硝酸ガス前駆体）、炭素／酸化亜鉛及び一酸化炭素放出性分子（一酸化炭素ガス前駆体）、炭酸ナトリウム及びクエン酸（二酸化炭素ガス前駆体）ならびに次亜塩素酸カルシウム（次亜塩素酸ガス前駆体）を含むことができる。
別の実施形態では、記載のエマルジョンは、ＴＦＥコポリマーエマルジョンの乾燥又は硬化中に気孔を生成する浸出性孔形成性材料と組み合わせて、スポンジ状材料を形成することができる。ある実施形態では、前記浸出性孔形成剤はエマルジョンの送達前、中又は後に、インビボで組み合わせることができる。浸出性孔形成剤は、限定するわけではないが、塩化ナトリウム、ブドウ糖、ショ糖、生体吸収性材料、コラーゲン、アルブミン、ヒドロキシアパタイト、脂質、ポリエチレングリコール、ポリビニルアルコールなどの粒子を含むことができる。
様々な実施形態において、記載のエマルジョンは、吸収又は混合することにより様々な材料に潤滑性を追加し、又は、潤滑流体として機能するように使用することができる。
別の実施形態では、記載のエマルジョンは他の材料と組み合わせ、治療剤で組織、器官又は医療デバイスをコーティングし、充填し又は再充填するのに使用することができる。このようにして、エマルジョンを使用して周囲の組織又は器官への制御された薬剤送達が可能な薬剤堆積物を形成することができる。例えば、エマルジョンは、腎神経を除神経するなどの細胞又は組織を侵害するために使用することができる硬化剤を含むことができる。様々な実施形態において、エマルジョンは、腎神経に近接した腎動脈の周囲に注入することができる。様々な実施形態において、溶媒相はエタノールなどの硬化剤を含むことができる。
ある実施形態において、適用により、キャストなどの構造部材を形成することができる。記載のエマルジョンを所望の形状に成形することができる。必要に応じて、補強要素をエマルジョンと混合することができる。構造型は、必要に応じて、エマルジョンを受けて硬化エマルジョンに所望の形状を与えるために利用することができる。エマルジョンは、溶媒が蒸発するときに、硬化して、構造部材を形成することができる。
本開示の別の実施形態は安定な溶媒中水型エマルジョンを含み、該エマルジョンは、フッ素化コポリマー及び水混和性有機溶媒を含む溶媒相、水溶性物質及び水を含む水性相を含み、溶媒相／水性相の質量比は約９９／１〜約１／１の範囲にある。本開示の別の実施形態は安定な溶媒中水型エマルジョンを含み、該エマルジョンは、フッ素化コポリマー、治療剤及び水混和性有機溶媒を含む溶媒相、及び、水を含む水性相を含み、溶媒相／水性相の質量比は約９９／１〜約１／１の範囲にある。別の実施形態において、前記治療剤は疎水性治療剤、医薬又は薬剤である。様々な実施形態において、前記コポリマーはテトラフルオロエチレンを含む。また、第二のモノマーはアセテート、アルコール、アミン及びアミド並びにそれらの組み合わせからなる群より選ばれる官能基を含むことができる。別の実施形態では、前記フッ素化コポリマーはＴＦＥ−ＶＡｃである。別の実施形態では、前記フッ素化コポリマーはＴＦＥ−ＶＯＨである。別の実施形態では、前記水混和性有機溶媒は表１に示す群から選ばれる。別の実施形態では、前記水混和性有機溶媒は、アルコール、エステル、ケトン、グリコール及びアルデヒドならびに極性非プロトン性溶媒からなる群より選ばれる。別の実施形態では、溶媒相／水性相の質量比は、約１５：１〜約１：１である。
本開示の別の実施形態は、フッ素化コポリマー及び水混和性有機溶媒を含む連続相、及び、水溶性物質及び水を含む不連続水性相を含み、溶媒相／水性相の質量比は約９９／１〜約１／１の範囲にある、溶媒中水型エマルジョンを含む。本開示の別の実施形態は、フッ素化コポリマー、治療剤及び水混和性有機溶媒を含む連続相、及び、水を含む不連続水性相を含み、溶媒相／水性相の質量比は約９９／１〜約１／１の範囲にある、溶媒中水型エマルジョンを含む。別の実施形態において、前記治療剤は疎水性治療薬、医薬品又は薬剤である。様々な実施形態において、前記コポリマーはテトラフルオロエチレンを含む。また、前記フッ素化コポリマーはアセテート、アルコール、アミン及びアミド並びにそれらの組み合わせからなる群より選ばれる官能基を含む。別の実施形態では、前記フッ素化コポリマーはＴＦＥ−ＶＡｃである。別の実施形態では、前記フッ素化コポリマーはＴＦＥ−ＶＯＨである。別の実施形態では、前記水混和性有機溶媒は表１に示す群から選ばれる。別の実施形態では、前記水混和性有機溶媒は、アルコール、エステル、ケトン、グリコール及びアルデヒドならびに極性非プロトン性溶媒からなる群より選ばれる。別の実施形態では、溶媒相／水性相の質量比は、約１５：１〜約１：１である。
本開示の別の実施形態は基材をコーティングするための方法を含み、該方法は、溶媒中水型エマルジョンを基材に適用すること、ここで、前記溶媒中水型エマルジョンはフッ素化コポリマー、水混和性有機溶媒を含む溶媒相、水溶性物質、水相を含み、該エマルジョンは動力学的に安定である、及び、前記有機溶媒及び水を蒸発させることを含む。本開示の別の実施形態は基材をコーティングするための方法を含み、該方法は、溶媒中水型エマルジョンを基材に適用すること、ここで、前記溶媒中水型エマルジョンはフッ素化コポリマー、治療剤、水混和性有機溶媒を含む溶媒相、及び、水相を含み、該エマルジョンは動力学的に安定である、及び、前記有機溶媒及び水を蒸発させることを含む。様々な実施形態において、前記コポリマーはテトラフルオロエチレンを含む。また、前記フッ素化コポリマーは、アセテート、アルコール、アミン及びアミドならびにそれらの組み合わせからなる群より選択ばれる官能基を含む。別の実施形態では、前記フッ素化コポリマーはＴＦＥ−ＶＡｃである。別の実施形態では、前記フッ素化コポリマーはＴＦＥ−ＶＯＨである。別の実施形態では、前記基材は、医療デバイス、生体器官及び生体組織ならびにそれらの組合せからなる群より選ばれる。別の実施形態では、前記基材は医療デバイスある。別の実施形態において、前記医療デバイスは血管移植片、ステント、ステント移植片、血管パッチ、軟部組織パッチ、心臓弁、縫合糸、血管形成バルーン、塞栓フィルター、カテーテル及び移植可能なペーシングリードからなる群より選ばれる。別の実施形態において、前記医療デバイスは単一の用途を有する。別の実施形態において、前記エマルジョンは、単一のアプリケータを用いて医療デバイス上に適用されうる。別の実施形態では、前記単一のアプリケータは単一噴霧ノズル（又は、他の単一のアプリケータ、例えば、針先端、カテーテル先端、ディスペンサー、ピペットなど）である。別の実施形態において、前記エマルジョンは前記基材上に適用している間に攪拌又は混合されていない。別の実施形態では、前記溶媒中水型エマルジョンを基材に適用し、水混和性有機溶媒及び水を除去し（蒸発又は乾燥により）、フッ素化コポリマー及び水溶性物質を含む乾燥コーティングを基材上に残す。別の実施形態では、前記溶媒中水型エマルジョンを基材に適用し、水混和性有機溶媒及び水を除去し（蒸発又は乾燥により）、前記基材上に均一に分布したフッ素化コポリマー及び水溶性物質を含む乾燥コーティングを残す。別の実施形態では、前記溶媒中水型エマルジョンを基材に適用し、水混和性有機溶媒を除去し（部分蒸発、抽出又は浸出により）、エマルジョンを硬化し、フッ素化コポリマー及び水溶性物質を含む水和コーティングを基材上に残す。別の実施形態では、前記フッ素化コポリマー及び水溶性物質は前記基材上に均一に分布している。別の実施形態では、前記水溶性物質は、治療剤、医薬品又は薬剤である。別の実施形態では、前記フッ素化コポリマー及び治療剤は前記基材上に均一に分布している。別の実施形態では、前記治療剤は疎水性治療薬、医薬品又は薬剤である。別の実施形態では、前記医療デバイスは前記エマルジョン中にディップコーティングされる。別の実施形態では、前記エマルジョンは、ペインティング、ピペッティング、コーティング、スプレイ塗布又はブラシ塗布技術により前記基材に適用される。
本開示の別の実施形態は、フッ素化コポリマー、水混和性有機溶媒を含む溶媒相、水溶性物質、及び、水相を含み、前記成分が混合されたときに、動力学的に安定したエマルジョンを形成する、膨化材料又はフィラー材料を含む。本開示の別の実施形態は、フッ素化コポリマー、水混和性有機溶媒を含む溶媒相、治療剤及び水相を含み、前記成分が混合されたときに、動力学的に安定したエマルジョンを形成する、膨化材料又はフィラー材料を含む。様々な実施形態において、前記コポリマーはテトラフルオロエチレンを含む。また、フッ素化コポリマーは、アセテート、アルコール、アミン及びアミドならびにそれらの組み合わせからなる群より選ばれる官能基を含む。別の実施形態では、前記フッ素化コポリマーはＴＦＥ−ＶＡｃである。別の実施形態では、前記フッ素化コポリマーはＴＦＥ−ＶＯＨである。別の実施形態では、前記水溶性物質は治療剤、医薬品又は薬剤である。別の実施形態において、前記治療剤は疎水性である。種々の実施形態において、前記エマルジョンは医療デバイスに挿入され、注入され、又は、別の方法で入れられることができる。様々な実施形態において、医療デバイスは、任意の所望の形状、例えば、チューブ状、円形又はピロー形状などの注入可能もしくは充填可能なケーシングを含む。前記エマルジョンは、生体内で医療デバイスを充填することができる。他の実施形態では、前記エマルジョンは、組織、空隙空間、ギャップ、又は、組織により包囲された欠陥、血管又は血管複雑系の内腔（以下、総称して「閉塞部位」又は「膨化部位」）に挿入され、注入され、又は、別の方法で配置されることができる。前記エマルジョンは、単一のアプリケータ及び／又はインジェクタを用いて医療デバイス及び／又は閉塞部位に挿入することができる。前記単一のアプリケータは、単一噴霧ノズル、針、カテーテルなどであることができる。別の実施形態では、前記エマルジョンは、医療デバイス及び／又は閉塞部位への導入間に混合も、撹拌も必要とせずに、動力学的に安定したままである。別の実施形態では、前記溶媒中水型エマルジョンを前記医療用デバイス及び／又は閉塞部位に導入し、水混和性有機溶媒及び水を除去し（浸出により）、フッ素化コポリマー及び水溶性物質を含む硬化したポリマー塊を残す。別の実施形態では、前記溶媒中水型エマルジョンを前記医療デバイス及び／又は閉塞部位に導入し、水混和性有機溶媒及び水を除去し（浸出により）、フッ素化コポリマー及び治療剤を含む硬化したポリマー塊を残す。別の実施形態では、前記溶媒中水型エマルジョンを前記医療用デバイス及び／又は閉塞部位に導入し、水混和性有機溶媒及び水を除去し（浸出により）、ポリマー塊全体にわたって均一に分布されたフッ素化コポリマー及び水溶性物質を含む、硬化したポリマー塊を残す。別の実施形態では、前記溶媒中水型エマルジョンを前記医療用デバイス及び／又は閉塞部位に導入し、水混和性有機溶媒を除去し（浸出により）、フッ素化コポリマー及び水溶性物質を含む、硬化した水和塊を残す。別の実施形態では、前記フッ素化コポリマー及び水溶性物質はポリマー塊の全体にわたって均一に分布している。別の実施形態では、前記フッ素化コポリマー及び治療剤はポリマー塊全体にわたって均一に分布している。別の実施形態において、前記医療デバイスは注入可能もしくは充填可能なケーシング、血管移植片、ステント、ステント移植片、血管パッチ、軟部組織パッチ、心臓弁、縫合糸、血管形成バルーン、塞栓フィルター、カテーテル及び移植可能なペーシングリードからなる群より選ばれる。別の実施形態では、前記水混和性有機溶媒は表1に示す群から選ばれる（下記を参照されたい）。別の実施形態では、前記水混和性有機溶媒は、アルコール、エステル、ケトン、グリコール及びアルデヒド並びに極性非プロトン性溶媒からなる群より選ばれる。
本開示の別の実施形態は、溶媒中水型エマルジョンを調製するための方法を含み、該方法は、フッ素化コポリマーを水混和性有機溶媒中に溶解し、第一の相を形成すること、水中に水溶性物質を溶解し、第二の相を形成すること、及び、エマルジョンが動力学的に安定しているように、第一の相を第二の相と組み合わせることの工程を含む。本開示の別の実施形態は、溶媒中水型エマルジョンを調製するための方法を含み、該方法は、フッ素化コポリマー及び治療剤を水混和性有機溶媒中に溶解し、第一の相を形成すること、水を提供して第二の相を形成すること、及び、エマルジョンが動力学的に安定しているように、第一の相を第二の相と組み合わせることの工程を含む。様々な実施形態において、前記コポリマーはテトラフルオロエチレンを含む。また、前記フッ素化コポリマーは、アセテート、アルコール、アミン及びアミドならびにそれらの組み合わせからなる群より選ばれる官能基を含む。別の実施形態では、前記フッ素化コポリマーはＴＦＥ−ＶＡｃである。別の実施形態では、前記フッ素化コポリマーはＴＦＥ−ＶＯＨである。
本開示の別の実施形態は、溶媒中水型エマルジョンを調製するための方法を含み、該方法は、フッ素化コポリマーを水混和性有機溶媒中に溶解し、第一の相を形成すること、水中に水溶性物質を溶解し、第二の相を形成すること、及び、エマルジョンが動力学的に安定しているように、９９：１〜１：１の比で第一の相を第二の相と組み合わせることの工程を含む。本開示の別の実施形態は、溶媒中水型エマルジョンを調製するための方法を含み、該方法は、フッ素化コポリマー及び治療剤を水混和性有機溶媒中に溶解し、第一の相を形成すること、水を提供して第二の相を形成すること、及び、エマルジョンが動力学的に安定しているように、９９：１〜１：１の比で第一の相を第二の相と組み合わせることの工程を含む。様々な実施形態において、前記コポリマーはテトラフルオロエチレンを含む。また、前記フッ素化コポリマーは、アセテート、アルコール、アミン及びアミドならびにそれらの組み合わせからなる群より選ばれる官能基を含む。別の実施形態では、前記フッ素化コポリマーはＴＦＥ−ＶＡｃである。別の実施形態では、前記フッ素化コポリマーはＴＦＥ−ＶＯＨである。
本開示の別の実施形態は、溶媒中水型エマルジョンを基材にコーティングする方法を含み、該方法は、フッ素化コポリマー、水混和性有機溶媒を含む溶媒相、水溶性物質、水相を含む溶媒中水型エマルジョンを提供すること、ここで、前記エマルジョンは動力学的に安定である、及び、前記エマルジョンを基材に適用することの工程を含む。本開示の別の実施形態は、溶媒中水型エマルジョンを基材にコーティングする方法を含み、該方法は、フッ素化コポリマー、治療剤、水混和性有機溶媒を含む溶媒相、及び、水相を含む溶媒中水型エマルジョンを提供すること、ここで、前記エマルジョンは動力学的に安定である、及び、前記エマルジョンを基材に適用することの工程を含む。溶媒及び、必要に応じて、水は、続いて、蒸発、抽出又は浸出により除去することができる。別の実施形態では、基材は組織を含むことができ、該組織上で、エマルジョンはスプレイ塗布などにより適用され、一時もしくは永久コーティング、移植片又はパッチを形成することができる、例えば、基材は、血管、尿管、腸又は食道の内膜又は外膜であることができる。カテーテルの遠位端上に半径方向に円周方向の噴霧パターンを提供するスプレーヘッドを用いて、エマルジョンを周囲の内膜又は外膜に適用することができる。同様に、基材は医療デバイスを含むことができ、コーティングはその上に形成される。前記エマルジョンは、アプリケータを用いて基材に適用することができる。別の実施形態では、前記エマルジョンは、ペインティング、ピペッティング、コーティング、スプレイ塗布又はブラシ塗布により前記基材に適用される。
本開示の別の実施形態は、溶媒中水型エマルジョンを基材にコーティングする方法を含み、該方法は、フッ素化コポリマー、水混和性有機溶媒を含む溶媒相、水溶性物質、水相を含む溶媒中水型エマルジョンを提供すること、ここで、前記エマルジョンは動力学的に安定である、及び、前記エマルジョンを基材に適用すること、及び、前記溶媒及び水を除去することの工程を含み、前記水溶性物質相はラマン分光法により測定して、約５００ｎｍ未満である。本開示の別の実施形態は、溶媒中水型エマルジョンを基材にコーティングする方法を含み、該方法は、フッ素化コポリマー、水混和性有機溶媒を含む溶媒相、水溶性物質、水相を含む溶媒中水型エマルジョンを提供すること、ここで、前記エマルジョンは動力学的に安定である、及び、前記エマルジョンを基材に適用すること、及び、前記溶媒及び水を除去することの工程を含み、水溶性物質相はＭ−ＤＳＣにより測定して分子的に混合されている。本開示の別の実施形態は、溶媒中水型エマルジョンを基材にコーティングする方法を含み、該方法は、フッ素化コポリマー、治療剤、水混和性有機溶媒を含む溶媒相、水相を含む溶媒中水型エマルジョンを提供すること、ここで、前記エマルジョンは動力学的に安定である、及び、前記エマルジョンを基材に適用すること、及び、前記溶媒及び水を除去することの工程を含み、水溶性物質相はラマン分光法により測定して、約５００ｎｍ未満である。本開示の別の実施形態は、溶媒中水型エマルジョンを基材にコーティングする方法を含み、該方法は、フッ素化コポリマー、治療剤、水混和性有機溶媒を含む溶媒相、水相を含む溶媒中水型エマルジョンを提供すること、ここで、前記エマルジョンは動力学的に安定である、及び、前記エマルジョンを基材に適用すること、及び、前記溶媒及び水を除去することの工程を含み、水溶性物質相はＭ−ＤＳＣにより測定して、分子的に混合されている。様々な実施形態において、前記コポリマーはテトラフルオロエチレンを含む。また、フッ素化コポリマーは、アセテート、アルコール、アミン及びアミド並びにそれらの組み合わせからなる群より選ばれる官能基を含む。別の実施形態では、前記フッ素化コポリマーはＴＦＥ−ＶＡｃである。別の実施形態では、フッ素化コポリマーはＴＦＥ―ＶＯＨである。
本明細書中に記載される更なる実施形態は、本明細書中に記載されるとおりのエマルジョン及びデリバリーデバイスを含むシステム又はキットを含む。いくつかの実施形態では、デリバリーデバイスは注入ガイドを含み、該注入ガイドはデリバリーパスを提供することにより、移植部位への前記エマルジョンの送達を容易にする。他の実施形態では、デリバリーデバイスは、注入ガイド、及び、並進及び／又は回転部材を含み、並進部材及び／又は回転部材は注入ガイドにより画定されるデリバリーパスに沿って、前記エマルジョンの並進を容易にする。並進部材の実施形態としては、シリンジ、注入ピストン部材又はデリバリーパスに沿って前記エマルジョンの並進を容易にする任意の他のデバイスが挙げられる。
図２（ｂ）を参照すると、並進部材を含むデリバリーデバイスは少なくとも１つのシリンジデバイスを含む。シリンジを使用して、管腔を含む細長い部材内に、ある量の前記エマルジョンを注入することができる。その後、プランジャを使用して、管腔を通しそして移植部位に向かってエマルジョンを押し出すことができる。プランジャを引き抜き、所望であれば、プロセスを繰り返すことができる。プランジャシールは一方向シールを含み、それにより、プランジャシールの抜出時にエマルジョンも抜き出されないようにする。別の実施形態では、デリバリーデバイスは、また、ねじ、レバー、液圧式デバイスなどのような、シリンジでメカニカルアドバンテージを適用する部品を含むことができる。
他の実施形態では、デリバリーデバイスは回転部材を含むことができる。回転部材の実施形態はオーガ部材又は前記エマルジョンの並進を容易にする任意の他の回転装置を含むことができる。図２（ａ）を参照すると、オーガデリバリーデバイスの実施形態が示されている。回転性オーガ部材は、細長い部材の管腔の少なくとも一部の中に収容されているコルクスクリュー状構造を含み、本明細書中に記載のエマルジョンの送達を容易にするために使用することができる。
ある実施形態において、本明細書中に記載のエマルジョン製剤で基材をコーティングするためのデリバリーデバイスは、また、スプレーアトマイザー、エアロゾル、エアブラシなどを含むことができる。ある実施形態において、前記アトマイザー、エアブラシなどは、所望のスプレイパターン、例えば、フルコーン、中空コーン、平坦スプレイ又は放射状スプレイパターンを有することができる。
ある実施形態において、図１０を参照すると、エマルジョン製剤で基材をコーティングするためのデリバリーデバイスはまた、灌流バルーンを含むことができる。バルーンはエマルジョンで膨張することができ、バルーン材料は、エマルジョンを、バルーン壁又は外側バルーン層を通して灌流させることができるように構成されている。別の実施形態では、バルーン材料は、エマルジョンが壁を通過することを可能にするように構成された微孔性材料のメンブレンを含むことができる。そのような微孔性材料の例としては、延伸ポリテトラフルオロエチレンなどのフィブリル微細構造を含むポリマーが挙げられる。別の実施形態では、材料は、微細孔を有するフィルム又はシート材料を含むことができる。別の実施形態では、バルーン材料はマイクロバルブを含むことができる。
図３（ａ）〜（ｅ）を参照すると、別の実施形態は、閉塞ケーシング中に挿入可能である、本明細書中に記載のとおりのエマルジョンを含む。閉塞ケーシング３９０はエマルジョンが充填され又は注入されうる管腔又はキャビティを画定する任意の構造を含むことができる。閉塞ケーシング３９０及びエマルジョンの組み合わせは、組織膨化、組織によって包囲されている空隙空間、ギャップ又は欠陥の充填、又は、血管の内腔の閉塞のために利用することができる。
ある実施形態では、閉塞性ケーシングは血管の内腔又はその他の包囲空隙空間を占有し又はほぼ順応するように膨張又は拡張することができる。例えば、閉塞ケーシング３９０は前記エマルジョンの導入時に拡張することができるプリーツ又は編物状形態を有することができる。他の実施形態では、閉塞ケーシング３９０は前記エマルジョンの導入時に、延伸及び／又は膨張する可撓性材料を含むことができる。また、閉塞ケーシング３９０は、周囲空間にほぼ順応するのが容易になる膨張可能でかつ柔順なフィルム又は布帛を含むことができる。その代わり又はそれに加えて、閉塞ケーシング３９０は、前記エマルジョンが注入されたときに、それ自体に対して曲げそして畳むことにより体積を占有し、閉塞ケーシング３９０内に含まれるエマルジョンの複雑な塊を形成することができる。
閉塞ケーシング３９０は、所望の内腔又は体腔を閉塞するのに適した任意の形状又は材料であることができる。形状の例としては、球形又は卵形、管状、円錐形、ピロー形状又は用途に適した任意の他の形状が挙げられる。一例として、閉塞ケーシング３９０は膨張可能なスリーブを含むことができる。膨張可能なスリーブは、近位端及び遠位端ならびにそれを貫通する管腔を有する略管状の形状を有している。遠位端は、前記エマルジョン３９２が導入されると、該エマルジョン３９２を閉じ込めるように永久に閉じることができる。注入ガイド３８０は前記エマルジョン３９２を送付するために近位端部を通して挿入されうる。
注入ガイド３８０を抜き取ったときに、閉塞ケーシング３９０から閉塞材料３９２が漏れないように閉塞ケーシング３９０を閉じるために、閉塞ケーシング３９０は、ガイド３８０の抜き取り時に、自己シーリング性であるか、又は、近位端を少なくとも実質的に閉止するためのクロージャーを含むことができる。クロージャーは、閉塞ケーシング３９０の近位端を閉止する任意の機構又は構造を含むことができる。例えば、クロージャーは、閉塞ケーシング３９０の自己圧潰部分、例えば注入ガイド３８０を引っ込める時に、崩壊しそして閉塞ケーシング３９０の近位端を閉止する弾性バンドを含むことができる。他のクロージャーの実施形態は、巾着、クリップ、結紮などを挙げることができる。
同様に、閉塞ケーシング３９０は、ケーシングを通した前記エマルジョンの通過を防止るためのフィルム又は布帛を含むことができる。ある実施形態では、フィルム又は布帛は、開口部、微孔構造、織物又は編物要素の間の空間が所望のサイズ、例えば、１００μｍを超えないような構造である。それでも、閉塞ケーシング３９０はまた、ポリマー塊から浸出又は拡散するときに、周囲環境への治療剤の通過を可能にするのに十分な透過性材料を有することができる。
前記エマルジョン３９２が治療剤を含む実施形態では、治療剤の輸送は閉塞ケーシング３９０の特定の部分のみを透過するように制限することが必要である場合がある。従って、閉塞ケーシング３９０は、内腔、ギャップ又は組織への少なくとも初期導入の間に、治療剤に対して不透過性のままである部分又は領域を含むことができる。例えば、閉塞ケーシング３９０に不透過性の端部キャップを有すると、治療剤の望ましくない透過を軽減することができる。閉塞ケーシング３９０の領域は、乳酸とグリコール酸とのコポリマー（ＰＬＡ／ＰＧＡ）などの生体適合性シーラントでコーティングすることにより、又は、これらの領域でのミクロ構造又は厚さを変更することにより、不透過性として、より低い透過性とすることができる。
別の実施形態によれば、閉塞デバイス３００を送達させるための方法は、血管中にガイドワイヤ３９４上の閉塞ケーシング３９０を挿入すること、ガイドワイヤ３９４上でかつ閉塞ケーシング３９０の管腔中に注入ガイド３８０を通過させること、及び、前記エマルジョン３９２を閉塞ケーシング３９０の管腔中に注入することの工程を含む。注入ガイド３８０は注入時に引っ込めることができる。
本開示の特定の実施形態を本明細書中に例示しそして説明してきたが、本開示は、このような図示及び説明に限定されるべきではない。変更及び改良は、添付の特許請求の範囲内で、本開示の一部として組み込まれ、具現化されうることは明らかであろう。以下の実施例は本開示を例示するために提供されている。
例１
テトラフルオロエチレン及びアセテートを含む官能基を含むコポリマー（ＴＦＥ−ＶＡｃ）の合成
酢酸ビニル／テトラフルオロエチレン（ＶＡｃ：ＴＦＥ）のモル比を変化させて含むコポリマーを以下の一般的合成スキームに従って調製した。真空下で、窒素パージした１Ｌ加圧反応器に、５００ｇのＤＩ水、２．０ｇの２０％水性パーフルオロオクタン酸アンモニウム、３０ｍｌの蒸留ビニルアセテート、１０ｇのｎ−ブタノール、及び、０．２ｇの過硫酸アンモニウムを添加した。その後、反応器の圧力が１５００ＫＰａに達するまで、テトラフルオロエチレンモノマーを反応器に供給した。混合物を撹拌し、５０℃に加熱した。圧力低下を観察したときに、２５ｍｌの追加の酢酸ビニルをゆっくりと反応器に供給した。酢酸ビニルを添加した後、圧力がさらに１５０ＫＰａ低下したときに、反応を停止させた。コポリマーをラテックスエマルジョンの凍結融解凝固から得て、メタノール／水抽出を用いて洗浄した。コポリマーの組成及び分子量を表３に記載する。
例２：
本例は非水性フルオロポリマー溶液中の水溶性薬剤のサスペンションの調製及び使用、ならびに、基材をコーティングするための前記サスペンションの使用に関連する生来的な困難さを記載する。
米国特許出願公開第２００６／０１９８８６６号明細書(WL Gore & Associates, Inc, Lot CV30V-0203)中に記載されているとおりのテトラフルオロエチレン及びパーフルオロメチルビニルエーテルのコポリマー（ＰＡＴＴ−Ｄ）０．１０ｇをFluorinertFC77(3M, St. Paul, MN)１００ｇ中に溶解することにより溶液（本明細書中で溶液Ｄと呼ぶ）を調製した。
０．２７ｇのデキサメタゾンリン酸ナトリウム（ＤＳＰ）(Spectrum, Gardena, CA)を溶液Ｄに添加することによりサスペンション（本明細書中でサスペンションＤと呼ぶ）を形成した。得られたサスペンションＤは約９９．６３％のＦＣ７７、０．２７％のＤＳＰ及び０．１０％のＰＡＴＴ−Ｄを含んだ（ｇ合計サスペンション当たりのｇ）。このサスペンション中のＤＳＰ及びＰＡＴＴ−Ｄの理論固形分装填量（ｇ合計固形分当たりのｇ）はそれぞれ７３％及び２７％であった。従来の撹拌プレートを用いてサスペンションＤを約１時間（ｈｒ）撹拌した。撹拌の間に、ＤＳＰ凝集体は、FluorinertがＤＳＰの非溶媒であるので、サスペンションＤ中で見ることができた。撹拌を止めたときに、ＤＳＰは、図４ａ及び５（ａ）（ｉ）に示されるように、すぐに（３０秒以内）に貯蔵容器の底に沈殿し、サスペンションの生来的な動力学的不安定性を実証した（ＤＳＰ凝集体は図５（ａ）（ｉｉ）に概略的に示されている）。
延伸ポリテトラフルオロエチレン（WL Gore & Associates, Inc.）のフィルムを平らな表面に固定した。サスペンションＤは３０ｐｓｉｇの微細噴霧ノズル（Spraying Systems Co., Laguna Hills, CA）を通して１０ｍｌ／分でポンプ送りした。噴霧ノズルは３０秒以内で閉塞された。５つの円形フィルムサンプル（ＤＳ１〜ＤＳ５、直径１５．５ｍｍ）を、コーティングされたフィルムから切断した。
サンプルＤＳ１からＤＳ３（ＤＳ１〜ＤＳ３）を下記の工程によりＤＳＰ装填量について分析した。最初に、すべてのサンプルを計量した。適用された総コーティング質量を評価するために、サンプルＤＳ１〜３の質量を同じサイズのコーティングされていないサンプルの平均質量と比較した。サンプルＤＳ１〜３の平均コーティング質量は０±０μｇ／ｃｍ２であった。噴霧ノズルが閉塞されたので、コーティングはほとんど又は全くｅＰＴＦＥ上に堆積されなかった。
その後、サンプルＤＳ１〜３を、３ｍｌリン酸緩衝生理食塩水（ＰＢＳ）(0.15M NaCl, pH 7.4, Invitrogen Corporation Carlsbad, CA)を含む別々のバイアルに入れた。サンプルをＰＢＳ中に７２時間入れたままとした。この時間の後に、各サンプルのＰＢＳ上清中のＤＳＰを、２４２ｎｍでＵＶ吸収を測定することにより分析した。具体的には、ＰＢＳ中のＤＳＰの既知量の標準を調製し、ＵＶ分光法によって分析した。それから、２４２ｎｍでの吸光度ｖｓ．ＤＳＰ濃度の線形標準線を生成した。その後、各サンプルの上清中の吸光度を標準線と比較して、ＤＳＰ濃度を計算した。フィルムサンプルＤＳ１〜３中の平均ＤＳＰ装填量は０±０μｇ／ｃｍ２（図６）であり、コーティング中にＤＳＰが本質的に存在しないことを示す。
コーティングされたフィルムのサンプル（サンプルＤＳ５）を画像形成するために走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）を用いた。図７（ｂ）に示すように、時折ＤＳＰ凝集体がフィルム上に見られたが（ただし、ＵＶ分光法の検出限界を下回る）、それ以外は、フィルムはＤＳＰで本質的にコーティングされていないようであった。
これらの結果が示すように、フッ素化溶媒中に溶解したフルオロポリマーの、水溶性薬剤を含む、動力学的に不安定なサスペンションは、これらのサスペンションが粒子沈降及びコーティングノズルの閉塞につながるので、基材をコーティングするのに使用することが生来的に困難である可能性がある。結果として、薬剤は基材上に堆積／コーティングされない。
例３：
本例は、非水性フッ素化コポリマー溶液中の水溶性薬剤のサスペンションの調製及び使用、ならびに、基材をコーティングするための前記サスペンションの使用に関連する生来的な困難さを記載する。
アセトン(Sigma Aldrich, St. Louis, MO)１００ｇ中に、ポリ（テトラフルオロエチレン−コ−酢酸ビニル）（ＴＦＥ−ＶＡｃ）（例１、＃100-0により合成）０．１０ｇを溶解することにより溶液（本明細書中で溶液Ｖと呼ぶ）を調製した。
０．２７ｇのデキサメタゾンリン酸ナトリウム（ＤＳＰ）(Spectrum, Gardena, CA) ＤＳＰを溶液Ｖに添加することにより、サスペンション（本明細書中でサスペンションＶと呼ぶ）を形成した。得られたサスペンションＶは約９９．６３％のアセトン、０．２７％のＤＳＰ及び０．１０％のＴＦＥ−ＶＡｃ (ｇ総サスペンション当たりのｇ)を含んだ。このサスペンション中のＤＳＰ及びＴＦＥ−ＶＡｃの理論固形分装填量(ｇ総固形分当たりのｇ)はぞれぞれ７３％及び２７％であった。サスペンションＶを従来の撹拌プレートを用いて約１時間撹拌した。撹拌の間に、ＤＳＰ凝集体は、アセトンがＤＳＰの非溶媒であるので、サスペンション中に見ることができた。撹拌を止めたときに、ＤＳＰは、すぐに（３０秒以内）に貯蔵容器の底に沈殿し（図４ｂ及び５（ｂ）（ｉ））、サスペンションの生来的な動力学的不安定性を実証した（ＤＳＰ凝集体は図５（ｂ）（ｉｉ）に概略的に示されている）。
延伸ポリテトラフルオロエチレン（WL Gore & Associates, Inc.）のフィルムを平らな表面に固定した。サスペンションＶは３０ｐｓｉｇの微細噴霧ノズル（Spraying Systems Co., Laguna Hills, CA）を通して１０ｍｌ／分で約１０分間ポンプ送りした。５つの円形フィルムサンプル（ＶＳ１〜ＶＳ５、直径１５．５ｍｍ）を、コーティングされたフィルムから切断した。
サンプルＶＳ１からＶＳ３（ＶＳ１〜ＶＳ３）を下記の工程によりＤＳＰ装填量について分析した。最初に、すべてのサンプルを計量した。適用された総コーティング質量を評価するために、サンプルＶＳ１〜３の質量を同じサイズのコーティングされていないフィルムサンプルの平均質量と比較した。サンプルＶＳ１〜３の平均コーティング質量は４８５．６２±１７．２３μｇ／ｃｍ２であった。
その後、サンプルＶＳ１〜３を、３ｍｌリン酸緩衝生理食塩水（ＰＢＳ）(0.15M NaCl, pH 7.4, Invitrogen Corporation Carlsbad, CA)を含む別々のバイアルに入れた。サンプルをＰＢＳ中に７２時間入れたままとした。この時間の後に、ＰＢＳ上清中のＤＳＰを、２４２ｎｍでＵＶ吸収を測定することにより分析した。具体的には、ＰＢＳ中のＤＳＰの既知量の標準を調製し、ＵＶ分光法によって分析した。それから、２４２ｎｍでの吸光度ｖｓ．ＤＳＰ濃度の線形標準線を生成した。その後、各サンプルの上清中の吸光度を標準線と比較して、ＤＳＰ濃度を計算した。フィルムサンプル中の平均ＤＳＰ装填量は図６（ａ）に示されるとおり２６５．９７±４．１６μｇ／ｃｍ２であった（総コーティング質量の５５％、図６（ｂ））。
コーティングされたフィルムのサンプル（サンプルＶＳ５）を画像形成するために走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）を用いた（図７ｃ）。図７ｃに示すように、フィルムは不均一な外観を有し、薬剤含有量の表面均一性がマイクロスケール（１０マイクロメートルを超える薬剤粒子）で一貫していなかったことを示す。ＤＳＰ凝集体を含む密なポリマー層はフィルム上に見られた。
これらの結果が示すように、有機クラスＩＩＩ溶媒中に溶解したフルオロポリマーの、水溶性薬剤を含む、動力学的に不安定なサスペンションは、コーティングにおいて使用することが生来的に困難である可能性がある。サスペンションＶを使用してフィルムをコーティングするときに、得られるコーティングはわずか５５％のＤＳＰを含んだ。この装填量はサスペンション中の理論ＤＳＰ装填量（７３％）より低かった。さらに、サスペンションＶは表面上に不均一なマイクロスケールの薬剤被覆を伴うコーティングをもたらし、このことは周囲組織への単位表面積当たりの一貫した用量を送達させる能力を制限する。
例４：
本例は、非水性フルオロポリマー溶液及び水溶性薬剤溶液を含む動力学的に不安定なエマルジョンの調製、ならびに、基材をコーティングするために前記不安定なエマルジョンを使用することに関連する生来的な困難さを記載する。
溶液Ｄを例２と同様に調製した。デキサメタゾンリン酸ナトリウム（ＤＳＰ）(Spectrum, Gardena, CA)溶液１．０ｇを水３．０ｇ中に溶解することにより、第二の溶液（本明細書中で溶液Ａと呼ぶ）を形成した。
撹拌しながら、溶液Ａ１．１１ｇを溶液Ｄ１００ｇに添加することにより、動力学的に不安定なエマルジョン（本明細書中で不安定エマルジョンＤと呼ぶ）を形成した。一定の撹拌にもかかわらず、すぐに相分離が起こるのが観測された。不安定エマルジョンＤは約９８．８１％のＦＣ７７、０．８２％の水、０．２７％のＤＳＰ及び０．１０％のＰＡＴＴ−Ｄ(ｇ総不安定エマルジョン当たりのｇ)を含んだ。この不安定エマルジョンＤ中のＤＳＰ及びＰＡＴＴ−Ｄの理論固形分装填量(ｇ総固形分当たりのｇ)はぞれぞれ７３％及び２７％であった。不安定エマルジョンＤを従来の撹拌プレートを用いて約１時間連続的に撹拌した。撹拌を止めたときに、図４（ｃ）及び５（ｃ）（ｉ）に示されるとおり、水性相はすぐに（３０秒以内）に貯蔵容器の頂部に分離し、サスペンションの生来的な動力学的不安定性を実証した（図５（ｃ）（ｉｉ）中に概略的に示されている水性相分離）。
延伸ポリテトラフルオロエチレン（WL Gore & Associates, Inc.）のフィルムを平らな表面に固定した。不安定エマルジョンＤを、３０ｐｓｉｇの微細噴霧ノズル（Spraying Systems Co., Laguna Hills, CA）を通して１０ｍｌ／分で約１０分間ポンプ送りした。５つの円形フィルムサンプル（ＤＥ１〜ＤＥ５、直径１５．５ｍｍ）を、コーティングされたフィルムから切断した。
サンプルＤＥ１からＤＥ３（ＤＥ１〜３）を下記の工程によりＤＳＰ装填量について分析した。最初に、すべてのサンプルを計量した。適用された総コーティング質量を評価するために、サンプルＤＥ１〜３の質量を同じサイズのコーティングされていないフィルムサンプルの平均質量と比較した。サンプルＤＥ１〜３の平均コーティング質量は１００１．０７±８９．５４μｇ／ｃｍ２であった。
その後、サンプルＤＥ１〜３を、３ｍｌリン酸緩衝生理食塩水（ＰＢＳ）(0.15M NaCl, pH 7.4, Invitrogen Corporation Carlsbad, CA)を含む別々のバイアルに入れた。サンプルをＰＢＳ中に７２時間入れたままとした。この時間の後に、ＰＢＳ上清中のＤＳＰを、２４２ｎｍでＵＶ吸収を測定することにより分析した。具体的には、ＰＢＳ中のＤＳＰの既知量の標準を調製し、ＵＶ分光法によって分析した。それから、２４２ｎｍでの吸光度ｖｓ．ＤＳＰ濃度の線形標準線を生成した。その後、各サンプルの上清中の吸光度を標準線と比較して、ＤＳＰ濃度を計算した。フィルムサンプル中の平均ＤＳＰ装填量は図６（ａ）に示されるとおり２．１２±０．２０μｇ／ｃｍ２であった（０．２１％、図６（ｂ））。これは理論値の７３％装填量をはるかに下回る。
コーティングされたフィルムのサンプル（サンプルＤＥ５）を画像形成するために走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）を用いた（図７（ｄ））。図７ｄに示すように、均一なポリマー層がフィルムをコーティングすることが観測されたが、薬剤は見られなかった。
これらの結果が示すように、水性ＤＳＰ溶液と組み合わせて、フルオロポリマー及びフッ素化溶媒を含む、動力学的に不安定なエマルジョンは、治療剤で基材をコーティングするのに適する、動力学的に安定した溶液を形成しない。
例５：
本例は非水性フッ素化コポリマー溶液（クラスＩＩＩ溶媒）及び水溶性薬剤溶液を含む動力学的に安定したエマルジョンの調製、及び、基材をコーティングするための前記安定したエマルジョンを用いることの有用性を記載する。
例３により溶液Ｖを調製した。例４により溶液Ａを調製した。
溶液Ａ１．１１ｇを溶液Ｖ１００ｇに撹拌しながら添加することにより安定なエマルジョン（本明細書中で安定エマルジョンＶと呼ぶ）を調製した。得られたエマルジョンは外観が不透明であったが、相分離を経験しなかった。安定エマルジョンＶは約９８．８１％のアセトン、０．８２％の水、０．２７％のＤＳＰ及び０．１０％のＴＦＥ−ＶＡｃを含んだ（ｇ総エマルジョン当たりのｇ）。この安定エマルジョン中のＤＳＰ及びＴＦＥ−ＶＡｃの理論固形分装填量(ｇ総固形分当たりのｇ)はぞれぞれ７３％及び２７％であった。安定エマルジョンＶを従来の撹拌プレートを用いて約１時間撹拌した。撹拌を止めたときに、驚くべきことに、図４ｄ及び５（ｄ）（ｉ）に示されるとおり、相分離又はＤＳＰ沈殿は少なくとも１５分間起こることは観測されず、そのため、動力学的に安定であると決定される（図５（ｄ）（ｉｉ）に概略的に示されている非相分離又はＤＳＰ沈殿）。
延伸ポリテトラフルオロエチレン（WL Gore & Associates, Inc.）のフィルムを平らな表面に固定した。安定エマルジョンＶを、３０ｐｓｉｇの微細噴霧ノズル（Spraying Systems Co., Laguna Hills, CA）を通して１０ｍｌ／分で約１０分間ポンプ送りした。５つの円形フィルムサンプル（ＶＥ１〜ＶＥ５、直径１５．５ｍｍ）を、コーティングされたフィルムから切断した。
サンプルＶＥ１からＶＥ３（ＶＥ１〜３）を下記の工程によりＤＳＰ装填量について分析した。最初に、すべてのサンプルを計量した。適用された総コーティング質量を評価するために、サンプルＶＥ１〜３の質量を同じサイズのコーティングされていないフィルムサンプルの平均質量と比較した。サンプルＶＥ１〜３の平均コーティング質量は８３９．００±５６．１０μｇ／ｃｍ２であった。
その後、サンプルＶＥ１〜３を、３．０ｍｌリン酸緩衝生理食塩水（ＰＢＳ）(0.15M NaCl, pH 7.4, Invitrogen Corporation Carlsbad, CA)を含む別々のバイアルに入れた。サンプルをＰＢＳ中に７２時間入れたままとした。この時間の後に、ＰＢＳ上清中のＤＳＰを、２４２ｎｍでＵＶ吸収を測定することにより分析した。具体的には、ＰＢＳ中のＤＳＰの既知量の標準を調製し、ＵＶ分光法によって分析した。それから、２４２ｎｍでの吸光度ｖｓ．ＤＳＰ濃度の線形標準線を生成した。その後、各サンプルの上清中の吸光度を標準線と比較して、ＤＳＰ濃度を計算した。フィルムサンプル中の平均ＤＳＰ装填量は５７８．２７±１８．１９μｇ／ｃｍ２であった（図６（ａ））。この最終コーティング中の％ＤＳＰ（６９％、図６（ｂ））は安定エマルジョンＶ中のＤＳＰ／総固形分の比（７３％）に近いようであることが観測され、このコーティング法の均一性を示している。
コーティングされたフィルムのサンプル（サンプルＶＥ５）を画像形成するために走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）を用いた（図７（ｅ））。図７（ｅ）に示すように、フィルムは均一な外観を有した。マイクロスケールでＤＳＰ粒子と混合された均一なポリマー層がフィルム上で観測された。薬剤相の均一なマイクロスケール分布は従来技術で観測されるような薬剤相分離又は沈殿よりも優れている。
これらの結果が示すように、水溶性ドラッグを含む、有機クラスＩＩＩ溶媒中に溶解したフルオロポリマーの動力学的に安定したエマルジョンは有用である。理論値及び実際値のＤＳＰ装填量はこの系に一貫しており、そして表面上の均一なマイクロスケールの薬剤被覆は本明細書中で説明された理由のために非常に望ましい。
例６：
本例は非水性フッ素化コポリマー溶液（クラスＩＩＩ溶媒）及び血管造影剤イオヘキソールの水溶液を含む動力学的に安定したエマルジョンの調製を記載する。
ポリ（テトラフルオロエチレン−コ−酢酸ビニル）（ＴＦＥ−ＶＡｃ）(例１により合成、# 100-0)１．００ｇを、アセトン(Sigma Aldrich, St. Louis, MO)１０００ｇ中に溶解することにより、澄んで透明な溶液（本明細書中で溶液Ｖ５と呼ぶ）を調製した。イオヘキソール(Chemos Gmbh, Regenstauf, Germany)１．０４ｇを水５ｇ中に溶解することにより第二の溶液(本明細書中で溶液Ｉ５と呼ばれる)を調製した。溶液Ｉ５は外観が澄んでいて、半透明であった。
約２．０ｇの溶液Ｉ５を１８５．０ｇの溶液Ｖ５に撹拌しながら添加することにより動力学的に安定したエマルジョン（本明細書中で安定エマルジョンＶ５と呼ぶ）を調製した。動力学的に安定したエマルジョンＶ５は外観が不透明であった。撹拌を止めたときに、相分離又は沈殿が少なくとも１５分間起こることは観測されなかった。
延伸ポリテトラフルオロエチレン（WL Gore & Associates, Inc.）のフィルムを平らな表面に固定した。安定エマルジョンＶ５を、３０ｐｓｉｇの微細噴霧ノズル（Spraying Systems Co., Laguna Hills, CA）を通して１０ｍｌ／分で約２０分間ポンプ送りした。３つのコーティングされたフィルムサンプル（直径１５．５ｍｍ）をフィルムから切断し、イオヘキソール装填量に関して分析した。
最初に、コーティングされたサンプルを計量した。適用された総コーティング質量を評価するために、各コーティングされたサンプルの質量を同じサイズのコーティングされていないフィルムサンプルの平均質量と比較した。平均コーティング質量は８９９．１７±１２２．０１μｇ／ｃｍ２であった。
その後、コーティングされたサンプルを、３ｍｌリン酸緩衝生理食塩水（ＰＢＳ）(0.15M NaCl, pH 7.4, Invitrogen Corporation Carlsbad, CA)を含む別々のバイアルに入れた。イオヘキソール抽出を可能とするために、サンプルをＰＢＳ中に１２０時間入れたままとした。この時間の後に、ＰＢＳ上清中のイオヘキソールを、２４５ｎｍでＵＶ吸収を測定することにより分析した。ＰＢＳ中のイオヘキソールの既知量の標準を調製し、ＵＶ分光法によって分析した。それから、２４５ｎｍでの吸光度ｖｓ．イオヘキソール濃度の線形標準線を生成した。その後、この標準線を用いて、各コーティングされたサンプルの上清中のイオヘキソール濃度を評価した。
コーティングされたサンプル中の平均イオヘキソール装填量は４９５．８１±４６．５５μｇ／ｃｍ２であった。この最終コーティング中の％イオヘキソール（５５％）は安定エマルジョンＶ５中のイオヘキソール／総固形分の比（６５％）に近く、このコーティング法の均一性を示している。
これらの結果が示すように、水溶性物質を含む、有機クラスＩＩＩ溶媒中に溶解したフルオロポリマーの動力学的に安定したエマルジョンは有用である。理論値及び実際値の装填量はこの系に一貫していた。
例７：
本例は非水性フッ素化コポリマー溶液（クラスＩＩＩ溶媒）及び水性コロイド金溶液を含む動力学的に安定したエマルジョンの調製を記載する。
ポリ（テトラフルオロエチレン−コ−酢酸ビニル）（ＴＦＥ−ＶＡｃ）(例１により合成、# 100-0)２．６８ｇを、アセトン(Sigma Aldrich, St. Louis, MO)１０００．０ｇ中に溶解することにより、澄んで透明な溶液（本明細書中で溶液Ｖ６と呼ぶ）を調製した。第二の溶液（本明細書中で溶液Ｇ６と呼ぶ）はSigma Aldrich (St. Louis, MO)から得た。溶液Ｇ６は約０．０１％の塩化金酸 (HAuCl4; 質量基準)を含んだ。溶液Ｇ６は赤みがかった色を有して外観が半透明であった。
約２６．０ｇの溶液Ｇ６を９５ｇの溶液Ｖ６に撹拌しながら添加することにより動力学的に安定したエマルジョン（本明細書中で安定エマルジョンＶ６と呼ぶ）を形成した。安定エマルジョンＶ６は外観が不透明で、紫色を有した。撹拌を止めたときに、相分離又は沈殿が少なくとも３０分間起こることは観測されず、このため、動力学的に安定していた。
延伸ポリテトラフルオロエチレン（WL Gore & Associates, Inc.）の円形フィルム（約２．０インチ直径）を平らな表面に固定した。ｅＰＴＦＥフィルムを安定エマルジョンＶ６により、１５ｐｓｉｇの空気圧に設定したBadgerエアブラシ(Model 350, Badger Air Brush Co., Franklin Park, IL)を用いてスプレイコーティングした。スプレイコーティングを２〜３分間行った。その後、コーティングを空気乾燥し、その後、フィルムを再びスプレイコーティングした。この反復プロセスを用いて、約１２１．０ｇの安定したエマルジョンＶ６によりフィルムをスプレイした。エアブラシの閉塞又は他の誤作動は観測されなかった。
これらの結果が示すように、非水性フッ素化コポリマー溶液（クラスＩＩＩ溶媒）及び水性コロイド金溶液を含む動力学的に安定したエマルジョンは基材をコーティングするのにうまく利用された。
例８：テトラフルオロエチレン及びアルコールを含む官能基を含むコポリマー（ＴＦＥ−ＶＯＨ）の合成
例１のコポリマー＃１００−０の酢酸ビニル基を下記の通りに加水分解し、ビニルアルコールとした。５０ｍｌの丸底フラスコに、０．５ｇのコポリマー＃１００−０（１０ｍｌのメタノール中に事前溶解）及び０．４６ｇのＮａＯＨ（２ｍｌのＤＩ水中に事前溶解）を添加した。混合物を撹拌し、６０℃に５時間加熱した。その後、反応混合物をｐＨ４に酸性化し、ＤＩ水中に沈殿させ、メタノール中に溶解し、再びＤＩ水中に沈殿させた。得られた生成物はＴＦＥ−ＶＯＨのコポリマーであった。
例９：非水性フルオロポリマー溶液及び水性薬剤溶液を含むエマルジョンの調製
下記の一般スキームを用いてエマルジョンを調製した。９９．９ｇのアセトン(Sigma Aldrich, St. Louis, MO)中に０．１ｇのＴＦＥ−ＶＡｃコポリマーを溶解して、０．１ｗｔ％ポリマー溶液を製造することにより、例１の各コポリマーの第一の溶液を調製した。デキサメタゾンリン酸ナトリウム（ＤＳＰ）(Spectrum, Gardena, CA)を１５．０ｇの水中に溶解し、２５ｗｔ％の薬剤溶液を製造することにより第二の溶液を形成した。
０．５２ｇの薬剤溶液を、５０ｇの各ポリマー溶液に激しく撹拌しながら添加することにより、エマルジョンを形成した。得られたエマルジョンは外観が不透明であった。得られたエマルジョンは約９８．８３％のアセトン、０．８０％の水、０．２７％のＤＳＰ及び０．１０％のＴＦＥ−ＶＡｃ（ｇ総エマルジョン当たりのｇ）を含んだ。
例１０：非水性フルオロポリマー溶液及び水性薬剤溶液を含むエマルジョンの動力学的安定性
例９の動力学的安定性を調べるために、各エマルジョンを４時間ベンチトップ上に放置し、その後、視覚的に調べた。すべてのエマルジョンは可視的な沈殿又はゲル化がないことを示し、この時間フレームでエマルジョンの動力学的安定性を示した。追加の安定性試験として、各エマルジョンを２０ｐｓｉの圧力でBadger エアブラシ(Model 350, Badger Air Brush Co., Franklin Park, IL)を用いてアルミニウム試験基材上にスプレイした。エマルジョンの安定性の更なる指標として、いずれのエマルジョンに対するスプレイ試験の間にも先端は閉塞しなかった。
例９のエマルジョンの長期動力学的安定性を調べるために、ベンチトップ上で７日間放置した。１日後に、すべてのエマルジョンは可視的な沈殿又はゲル化がないことを示し、この時間フレームでエマルジョンの動力学的安定性を示した。７日後に、コポリマー＃１００−１及び＃１００−２を含むエマルジョンはゲル化し、一方、＃１００−０、＃１００−３及び＃１００−４を含むエマルジョンは安定したままであった。コポリマー＃１００−１及び＃１００−２を含むエマルジョンを含めて、すべてのエマルジョンはスプレイ先端部を閉塞することなく又はさもなければブロッキングすることなく２０ｐｓｉでアルミニウム試験基材上にうまくスプレイされた。
これらの結果が示すように、例９のすべてのエマルジョンは動力学的に安定したエマルジョンである。
例１１：不透明点に到達するためのフルオロポリマーエマルジョン中の最大含水量
例１のコポリマーをアセトン中に溶解し、その後、激しく撹拌しながら水を添加して、エマルジョンを形成した。エマルジョンに添加することができる最大の水の量を下記の手順により決定した。例１のコポリマー１．０ｇをアセトン９９．０ｇ中に溶解し、１ｗｔ％溶液を製造することによりポリマー溶液を調製した。２．０ｇのこのポリマー溶液を２０ｍｌバイアルに添加し、激しく撹拌しながら脱イオン水を滴下して加え、エマルジョンを形成した。エマルジョンが不透明となるまで水を滴下して加え続けた。水のこの量を、透明な動力学的に安定したコポリマーエマルジョンが耐えることができる最大水含有量と決定し、不透明点と呼ぶ。結果は、最も高い酢酸ビニル含有分及び分子量を有するコポリマー＃１００−３で製造されたエマルジョンが他のコポリマーで製造されたエマルジョンよりも多量の水に耐えることができ、このため、より高い不透明点を有することを示す。
例１２：ＴＦＥ−ＶＯＨフルオロポリマーエマルジョンを含む塞栓剤の調製
ＴＦＥ−ＶＯＨエマルジョンを含む塞栓剤をインビトロで以下の一般手順を用いて調べた。ＤＭＳＯ、トリエチレングリコール（ＴＥＧ、Fluka）、ポリエチレングリコール２００（ＰＥＧ２００、Spectrum）及びプロピレングリコール（ＰＧ、Aldrich）を含む有機溶媒を水と種々のｗｔ％で混合し、溶媒／水混合物を形成した。ＴＦＥ−ＶＯＨ（例８により合成）をガラスバイアル中で計量し、既知の質量の溶媒／水混合物をバイアルに添加した。バイアルを穏やかな振とうとともに８０℃で２時間加熱し、コポリマーを乳化し、その後、室温に冷却した。エマルジョンを２２ｇａシリンジ針を通して、リン酸緩衝生理食塩水（ＰＢＳ）で満たしたペトリ皿に押出し、そのとき、溶媒／水混合物はエマルジョンから拡散した。分散し又は粒状化することなく、針の先端で合着した凝集ボーラスを形成するエマルジョンの能力を評価した。比較のために、溶媒のみ（水を含まない）中に溶解したコポリマーの溶液を同様に調製しそして評価した。
例１３：ＴＦＥ−ＶＯＨ塞栓剤エマルジョン中の最大含水量
ＴＦＥ−ＶＯＨ（例８により合成）をＤＭＳＯ中に溶解し、１０ｗｔ％溶液を形成し、その後、激しく撹拌しながら水を滴下して加え、エマルジョンを形成した。エマルジョンが不透明となるまでエマルジョンに滴下して加えることができる最大の水量は４７％水であると決定された。この結果は、例１１と比較して、ＴＦＥ−ＶＯＨコポリマーエマルジョンが不透明点に到達する前のＴＦＥ−ＶＡｃコポリマーエマルジョンと比較して有意に多量の水に耐えることができることを示す。
例１４：非水性フッ素化コポリマー溶液及び水性薬剤溶液を含むエマルジョンの調製
ＴＦＥ−ＶＯＨを含むエマルジョンを含む塞栓剤をインビトロで以下の一般手順を用いて調べた。６０ｗｔ％ＤＭＳＯ／４０％水中に、水溶性相造影剤であるイオヘキソールＵＳＰ(Omnipaque, GE Healthcare)を、１４０及び２４０ｍｇ／ｍｌの濃度で溶解することにより水性薬剤溶液を調製した。ＴＦＥ−ＶＯＨコポリマー（例８により合成）を６、８及び１０ｗｔ％の濃度で添加し、穏やかな振とうとともに８０℃で２時間加熱し、エマルジョンを形成した。エマルジョンを２．５Ｆｒカテーテル（Rebar, EV3）を通してＰＢＳで満たしたペトリ皿に押出した。すべてのエマルジョンはＰＢＳと接触したときに柔らかいスキンを形成し、分散又は粒状化することなく、合着した無傷のボーラスを形成した。すべてのボーラスは押出２０分後にシングルショット暴露の蛍光透視法で放射線不透過性であり、可視性であった。２４時間後に、シングルショット暴露の蛍光透視法でもはや放射線不透過性でなく、ボーラスから相造影剤の拡散を示した。
例１５：ＴＦＥ−ＶＯＨフルオロポリマーを含むエマルジョンの動力学的安定性
例１２及び１４のうちの選ばれたエマルジョンはベンチトップ上で分散されなかった。動力学的安定性の指標として、透明性に関して、そして沈殿、ゲル化、相分離又は不透明性の不在に関して周期的に調べた。以下の、イオヘキソール相造影剤を含むエマルジョン又は含まないエマルジョンは少なくとも１年間、透明であり、沈殿、ゲル化、相分離又は不透明性がなく、長期の動力学的安定性を示した。
例１６：非水性フルオロポリマー溶液及び水性薬剤溶液を含むエマルジョンを用いたヒツジ腎臓の塞栓形成
ＴＦＥ−ＶＯＨのエマルジョンを器官に塞栓形成する能力に関してインビボで調べた。雌の家畜のヒツジに麻酔をかけた。マイクロカテーテル技術を用いて、大腿動脈を介して腎動脈にアクセスした。２．５Ｆｒマイクロカテーテル（Rebar, EV3）を６０/４０％ＤＭＳＯ／水の溶液でプライミングし、その後、腎動脈に挿入した。６０/４０％ＤＭＳＯ/水中に６ｗｔ％のＴＦＥ−ＶＯＨ（例８により合成）及び１４０ｍｇｌ／ｍｌのイオヘキソール(Omnipaque, GE Healthcare)を含むエマルジョン約１ｍｌを血管造影可視化下に腎動脈に注入した。
血管造影は血管攣縮の証拠なくエマルジョンの遠位侵入を示した。マイクロカテーテルをインビボに２分間放置し、押出されたエマルジョンにスキンを形成させ、合着した塞栓ボーラスへと硬化させた。２分間の滞留時間の後、マイクロカテーテルを引き抜き、ボーラスがカテーテル先端に付着し又は腎動脈を外転させた証拠はなかった。さらに、ＤＭＳＯ／水溶液がマイクロカテーテル又は他の外科用装置を破損した証拠はなかった。コントラスト血管造影は腎臓の塞栓形成を確認した。図８（ａ）及び８（ｂ）はヒツジ腎臓の塞栓前及び塞栓後をそれぞれ示す。
例１７：非水性フルオロポリマー溶液及び水性薬剤溶液を含むエマルジョンを用いたヒツジ腎臓の塞栓形成
ＴＦＥ−ＶＯＨのエマルジョンを動脈に塞栓形成する能力に関してインビボで調べた。雌の家畜のヒツジに麻酔をかけた。マイクロカテーテル技術を用いて、大腿動脈を介して腎動脈にアクセスした。２．５Ｆｒマイクロカテーテル（Rebar, EV3）を６０/４０％ＤＭＳＯ／水の溶液でプライミングし、その後、腎動脈に挿入した。６０/４０％ＤＭＳＯ/水中に溶解した８ｗｔ％のＴＦＥ−ＶＯＨ（例８により合成）及び２４０ｍｇｌ／ｍｌのイオヘキソールを含むエマルジョン約１ｍｌを血管造影可視化下に腎動脈に注入した。
血管造影は血管攣縮の証拠なくエマルジョンの遠位侵入を示した。マイクロカテーテルをインビボに２分間放置し、押出されたエマルジョンにスキンを形成させ、合着した塞栓ボーラスへと硬化させた。２分間の滞留時間の後、マイクロカテーテルを引き抜き、ボーラスがカテーテル先端に付着し又は腎動脈を外転させた証拠はなかった。さらに、ＤＭＳＯ／水溶液がマイクロカテーテル又は他の外科用装置を破損した証拠はなかった。コントラスト血管造影は腎臓の塞栓を確認した。
例１８：非水性フルオロポリマー溶液及び水性薬剤溶液を含むエマルジョンを用いたブタ腎臓の塞栓形成
ＴＦＥ−ＶＯＨのエマルジョンを動脈に塞栓形成する能力に関してインビボで調べた。雌の家畜のブタに麻酔をかけた。マイクロカテーテル技術を用いて、大腿動脈を介して腎動脈にアクセスした。２．８Ｆｒマイクロカテーテル（Rebar, EV3）を６０/４０％ＰＧ／水の溶液でプライミングし、その後、腎動脈に挿入した。６０/４０％ＰＧ/水中に溶解した８ｗｔ％のＴＦＥ−ＶＯＨ（例８により合成）及び１４０ｍｇｌ／ｍｌのイオヘキソールを含むエマルジョン約１ｍｌを血管造影可視化下に腎動脈に注入した。血管造影は血管攣縮の証拠なくエマルジョンの遠位侵入を示した。マイクロカテーテルをインビボに２分間放置し、押出されたエマルジョンにスキンを形成させ、合着した塞栓ボーラスへと硬化させた。２分間の滞留時間の後、マイクロカテーテルを引き抜き、ボーラスがカテーテル先端に付着し又は腎動脈を外転させた証拠はなかった。さらに、ＰＧ／水溶液がマイクロカテーテル又は他の外科用装置を破損した証拠はなかった。コントラスト血管造影は腎臓の塞栓形成を確認した。図９（ａ）及び９（ｂ）はブタ腎臓の塞栓前及び塞栓後をそれぞれ示す。
例１９：非水性フルオロポリマー溶液及び水性薬剤溶液を含むエマルジョンを用いたヒツジ膝腱の塞栓形成
ＴＦＥ−ＶＯＨのエマルジョンを筋肉に塞栓形成する能力に関してインビボで調べた。雌の家畜のヒツジに麻酔をかけた。例１７のエマルジョン約１ｍｌを血管造影可視化下に１８ｇａ針を介して膝腱に注入した。血管造影は筋攣縮の証拠なくエマルションの遠位侵入を示した。コントラスト血管造影は筋肉の塞栓形成を確認した。
例２０：非水性フルオロポリマー溶液及び水性薬剤溶液を含むエマルジョンのケーシングへの注入
ＴＦＥ−ＶＯＨのエマルジョンを、体の内腔又は空間を閉塞するためのケーシング中に注入される能力に関して体外で調べた。
ケーシングはｅＰＴＦＥフィルムチューブから作られていた。１４ｍｍ直径のＳＳＴマンドレル上に約２０°の角度にて斜め重ねでらせん巻きすることにより、１２ｍｍ幅のｅＰＴＦＥフィルムからｅＰＴＦＥフィルムチューブを製造した。マンドレル及びフィルムチューブを、その後、３７０℃のGrieve Industrial Oven model NT-1000で１５分間熱処理し、そして冷却した。フィルムチューブを、その後、マンドレルから取り外し、直径が約３ｍｍに低減されるまで長手方向に延伸した。ノットをフィルムチューブの一端で結び、ノットから約１４ｍｍの長さで鋏にて過剰材料をトリミングした。フィルムチューブの反対端を、シアノアクリレート接着剤及び上記と同一のｅＰＴＦＥフィルムのオーバーラップを含む接着剤分配針(Nordson EFD, East Providence, Rhode Island; part number 7018068)に取り付けた。得られたケーシングは、片方の末端でシールされており、反対端で分配針に取り付けられた約３ｍｍ直径のｅＰＴＦＥフィルムチューブを含み、フィルムチューブ中の分配針を介した流体媒体の注入により、約１２ｍｍ直径まで膨張可能であった。
例１８により製造されたエマルジョン約２ｍｌを、分配針を通してケーシング中に注入した。エマルジョンは分配針を通して容易に注入でき、ケーシングを部分的に膨張させた。ケーシングをメタノール中に短時間浸漬し、ｅＰＴＦＥを湿潤させ、その後、脱イオン水を満たしたビーカーに即座に移した。エマルジョンからのプロピレングリコールはｅＰＴＦＥフィルムチューブを横切って脱イオン水中に拡散することが観測された。ビーカー中に浸漬している間に、約１ｍｌの脱イオン水を次いでケーシング中に注入した。エマルジョンは１０分以内にケーシング内にスポンジ状の順応性の塊を形成することが観測され、ｅＰＴＦＥフィルムチューブを横切り、又は、別の方法でケーシングから逃げる沈殿物又は粒状化物は観測されなかった。図１０は調製されたエマルジョンが閉塞ケーシング中に注入されたものを示す。
例２１：非水性フルオロポリマー溶液中に分散された水溶性物質のエマルジョンから形成された、コーティングされたフィルム中の薬剤分布の特性化
例２〜５により、それぞれＤＳ、ＶＳ、ＤＥ及びＶＥと呼ばれる薬剤コーティングされたフィルムを調製した。共焦点ラマン分光測定(LabRAM ARAMIS; Horiba Scientific; Kyoto, Japan)をフィルム上に用いて、ｅＰＴＦＥ基材、ＤＳＰ含有量及びコーティング中に使用されるコポリマーの特殊マップを得た。このマッピングデータは被覆のコーティング一貫性、及び、薬剤含有量均一性の程度を暗示することができる。コポリマー及びＤＳＰの波長はそれぞれ６３１．２及び５３２．０ｃｍ−１であった。
水溶性物質を含む、フッ素化溶媒中に溶解したフルオロポリマーの動力学的に不安定なサスペンションを含むサンプルＤＳは共焦点ラマン分光測定を用いて本質的にコーティング及び薬剤被覆を示さなかった。
水溶性物質を含む、有機クラス３溶媒中に溶解したフルオロポリマーの動力学的に不安定なサスペンションを含むサンプルＶＳは共焦点ラマン分光測定を用いて、一貫しない薬剤被覆を示し、薬剤が存在することが観測されたときには、小さい別々の凝集体として観測された。
水性ＤＳＰ溶液と組み合わせた、フルオロポリマー及びフッ素化溶媒の動力学的に不安定なエマルジョンを含むサンプルＤＥは、共焦点ラマン分光測定を用いて、本質的に薬剤を含まないことを示した。
水溶性薬剤を含む、有機クラスＩＩＩ溶媒中に溶解したフルオロポリマーの動力学的に安定したエマルジョンを含むサンプルＶＥは、共焦点ラマン分光測定を用いて、高い薬剤含有分で薬剤が均一分布された、高度に一貫した被覆を示した。
例２２：テトラフルオロエチレン及びアミンを含む官能基を含むコポリマー（ＴＦＥ−ＶＯＨ−ＡｃＡｍ）の合成
下記の条件を用いて、アミン含有フルオロポリマーであるポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール−コ−ビニル［アミノブチルアルデヒドアセタール］（ＴＦＥ−ＶＯＨ−ＡｃＡｍ）を調製した。
例８のコポリマーをメタノール中に２．５ｗ／ｖで溶解した。この溶液５０ｇに、３３ｍｌのＤＩ水をボルテックスしながら添加し、均一溶液を製造した。この溶液に、０．１５３ｇのアミノブチルアルデヒドジメチルアセタール（Aldrich）及び０．１２０ｍｌの３７％ＨＣｌ溶液を添加した。溶液を窒素下に撹拌しながら８０℃で４８時間反応させた。１Ｍ溶液の水酸化ナトリウムを滴下して加え、ｐＨを約９．０とした。得られたＴＦＥ−ＶＯＨ−ＡｃＡｍコポリマーを大量のＤＩ水中への沈殿により回収した。さらに２サイクル、沈殿物をろ過し、メタノール中に再溶解し、大量のＤＩ水中に再沈殿させた。最終製品を６０℃で３時間真空下に乾燥した。ＦＴＩＲ及び炭素ＮＭＲはポリマー構造がテトラフルオロエチレンを含み、アセタール基を介してポリマー主鎖に結合したアミンを含む官能基を含むことを確認した。
例２３：非水性フルオロポリマー溶液及び水性薬剤溶液を含むエマルジョンの調製
下記の一般スキームを用いてエマルジョンを調整する。０．１ｇの例２２からのＴＦＥ−ＶＯＨ−ＡｃＡｍコポリマーを９９．９ｇのアセトン中に溶解し、０．１ｗｔ％のポリマー溶液を製造することにより第一の溶液を調製した。５．０ｇのデキサメタゾンリン酸ナトリウム（ＤＳＰ）(Spectrum, Gardena, CA)を１５．０ｇの水中に溶解し、２５ｗｔ％の薬剤溶液を製造することにより第二の溶液を形成する。
０．５２ｇの薬剤溶液を５０ｇのポリマー溶液に激しい撹拌を行いながら滴下して加えることによりエマルジョンを形成する。得られたエマルジョンは外観が不透明であるが、相分離を経験しない。得られたエマルジョンは約９８．８３％のアセトン、０．８０％の水、０．２７％のＤＳＰ及び０．１０％のＴＦＥ−ＶＯＨ−ＡｃＡｍ（ｇ総エマルジョン当たりのｇ）を含む。エマルジョンを従来の撹拌プレートを用いて約１時間撹拌する。撹拌を止めたときに、少なくとも約１５分間、相分離又はＤＳＰ沈殿が起こることを観測せず、このため、動力学的に安定していると決定される。
例２４：分子混合の程度を評価するためのＭ−ＤＳＣ実験
本例は変調示差走査熱量測定（Ｍ−ＤＳＣ）により測定した、基材上にコーティングされたときのフッ素化コポリマー及び水溶性薬剤の間の分子混合を記載する。
基材上に適用されたときの、ＴＦＥ−ＶＡｃを含むフッ素化コポリマー相と、ＤＳＰを含む水溶性薬剤相との間の分子混合の程度をＭ−ＤＳＣを用いて調べた。
Ｍ−ＤＳＣは振動加熱ランプの間のポリマー熱特性に対する熱力学的寄与及び動力学的寄与を区別することができる（例えば、JD Menczel, "Differential Scanning Calorimetry (DSC)", in Thermal Analysis of Polymers: Fundamentals and Applications, JD Menczel (Ed.), Wiley, 2009, pp 168-208を参照されたい。これを参照により本明細書中に取り込む）。総熱流は可逆的（熱力学的）熱流及び非可逆的（動力学的）熱流に分けられる。可逆的熱流はサンプルの熱容量から得られ、コポリマー領域の脱混合／再混合、ポリマー鎖のアンフォールディング／リフォールディング、コポリマー相再組織化などの現象は可逆的な発熱転移として測定される過剰熱容量に寄与する。これらの転移は振動加熱ランプに応答する可逆的事象である。非可逆的熱流は振動加熱ランプに応答しないものであり、非可逆的吸熱転移として測定される融解などの転移を含む。
フッ素化コポリマー相と水溶性薬剤相との間の分子スケールでの相互作用のあり又はなしは可逆的熱流及び非可逆的熱流において検知されうる。もし水溶性薬剤相をフッ素化コポリマー相と分子スケールで混合することができるならば、フッ素化コポリマーの結晶を可塑化し、及び／又は、ポリマー鎖のフッ素化セグメント及び非フッ素化セグメントを相溶化させることを援助することができる。このような事象はそれぞれ非可逆的吸熱転移及び可逆的発熱転移において検知可能である。
コーティングされた基材「ＴＦＥ−ＶＡｃ被覆」を調製した。例３の手順に従って、例３の溶液Ｖを延伸ポリテトラフルオロエチレン(WL Gore & Associates, Inc.)のフィルム上に適用し、コーティングされた基材「ＴＦＥ−ＶＡｃ被覆」を形成した。「ＴＦＥ−ＶＡｃ被覆」の平均コーティング質量は乾燥後に約４３１μｇ／ｃｍ２であった。
コーティングされた基材「サスペンションＶ」を例３により調製した。
コーティングされた基材「安定溶液Ｖ」を調製した。例３からの溶液Ｖ１００ｇに、デキサメタゾン（Spectrum）１．０ｇを添加して、９％のＴＦＥ−ＶＡｃポリマー：９１％のデキサメタゾンの比を提供した。アセトンはデキサメタゾンの溶媒であり、デキサメタゾンは溶液Ｖ中で完全に溶解していることが観測された。例３の手順に従って、溶液を延伸ポリテトラフルオロエチレン(WL Gore & Associates, Inc.)のフィルム上にスプレイし、コーティングされた基材「安定溶液Ｖ」を形成した。「安定溶液Ｖ」の平均コーティング質量は乾燥後に約２７２０μｇ／ｃｍ２であった。
コーティングされた基材「安定エマルジョンＶ」を例５により調製した。
Ｍ−ＤＳＣ分析では、加熱ランプ５℃／分を用いて、４０秒ごとに±０．５℃の振動速度で、−２０℃〜１００℃で、Ｍ−ＤＳＣ Model #Q2000 (TA Instruments, New Castle, DE)を用いて、５〜１０ｍｇの各コーティングされた基材のサンプルを調べた。加熱後に、サンプルを少なくとも２時間室温に戻し、そして二回目の試験を行った。
ＴＦＥ−ＶＡｃ(例１により合成、＃１００−１、「ＴＦＥ−ＶＡｃ樹脂」)は約４５〜５５℃の温度範囲で、顕著な非可逆的吸熱（溶融転移）とオーバーラップして、顕著な可逆的発熱(過剰熱容量)を示した。延伸ポリテトラフルオロエチレン、ＰＡＴＴ−Ｄ、ＤＳＰ及びデキサメタゾンはこの温度範囲に可逆的又は非可逆的転移を示さず、このため、約４５〜５５℃の範囲で観測される転移はＴＦＥ−ＶＡｃコポリマー成分にのみ起因されるものであった。
図１２は、各サンプルにおいて存在しているＴＦＥ−ＶＡｃの質量で標準化した、約４５〜５５℃の範囲で試験されたサンプルの第一の加熱試験及び第二の加熱試験からの第一及び第二の可逆過剰熱容量(Cp1及びCp2)ならびに第一及び第二の非可逆溶融転移(Hm1及びHm2)の大きさを示す。
ＴＦＥ−ＶＡｃを溶媒中に溶解し、基材上に適用したときに（「ＴＦＥ−ＶＡｃ被覆」)、基礎樹脂（「ＴＦＥ−ＶＡｃ樹脂」）と比較して、Cp1 (約７５％)及びHm1 (約４５％)の低下があった。この結果は、コーティングの間の溶解、噴霧及び乾燥プロセスに起因する結晶化度の幾分かの損失及びＴＦＥ−ＶＡｃの過剰熱容量の幾分かの損失があったことを示した。しかしながら、コーティングされた基材の第二の加熱試験(Cp2及びHm2)は基礎樹脂とほぼ同一であり、コーティングプロセスがＴＦＥ−ＶＡｃの生来的な熱特性に影響を及ぼさなかったことを示している。
非水性ＴＦＥ−ＶＡｃ溶液中の水溶性ＤＳＰのサスペンションが基材上に適用されたときに（サスペンションＶ）、第一及び第二のCp又はHmはＴＦＥ−ＶＡｃのみを含む基材（ＴＦＥ−ＶＡｃ被覆）とほぼ同一であった。このことはＤＳＰ相がＴＦＥ−ＶＡｃ相と評価可能な程度に分子スケールで混合せず、相分離されたままであったことを示した。
非水性ＴＦＥ−ＶＡｃ溶液中の溶媒可溶性デキサメタゾンの溶液を基材上に適用されたときに（「安定溶液Ｖ」）、「ＴＦＥ−ＶＡｃ被覆」又は「サスペンションＶ」と比較して、Hm1及びHm2の大きな低下(約９０％)ならびにCp1及びCp2の消失があった。これらの低下は、デキサメタゾン相とＴＦＥ−ＶＡｃ相との間で混合が分子スケールで起こり、ＴＦＥ−ＶＡｃ相の結晶化度が低下し、そしてＴＦＥ−ＶＡｃ相のセグメント相溶性が増加したことを示した。
水中の水溶性ＤＳＰ及び非水性ＴＦＥ−ＶＡｃの動力学的に安定したエマルジョンを基材上に適用したときに(「安定エマルジョンＶ」)、「ＴＦＥ−ＶＡｃ被覆」又は「サスペンションＶ」と比較して、Hm1及びHm2の大きな低下(それぞれ約８０％及び７０％)ならびにCp1及びCp2の消失を示した。ここでも、これらの低下は分子スケールでの混合がＤＳＰ相とＴＦＥ−ＶＡc相との間で起こり、結晶化度が低下し、そしてＴＦＥ−ＶＡｃ相のセグメント相溶性が増加したことを示した。このことは、当業者が、「サスペンションＶ」により示されるとおり、ＤＳＰ及びＴＦＥ−ＶＡｃが分子レベルで混合することができないと予測していることからして、驚くべきかつ予測されない結果である。如何なる特定の理論にも固執したくないが、どれほど小さく又は微細に懸濁しているＤＳＰ粒子であるかに関係なく、ＴＦＥ−ＶＡｃ中のＤＳＰのサスペンションを用いて達成することができない現象であるＤＳＰ相のＴＦＥ−ＶＡｃ相との分子スケールでの混合をエマルジョンが援助しているものと考えられる。
本開示の構造及び機能の詳細とともに好ましい実施形態及び代わりの実施形態いを含めて、本開示の多くの特徴及び利点を上記の記載に示してきた。本開示は例示のみを目的とし、そのため、排他的であることを意図しない。添付の特許請求の範囲において表現されている用語の広く一般的な意味により示される全範囲にまで、特に、部品の構造、材料、要素、成分、形状、サイズ及び配置の点で種々の変更を本開示の原理の範囲内で行うことができることは当業者に明らかであろう。これらの種々の変更が添付の特許請求の範囲の精神及び範囲から逸脱しない範囲まで、変更が包含されることが意図される。上記の実施形態及び下記に請求される実施形態を対象とすることに加えて、本開示は上記の特徴及び下記の特許請求される特徴の異なる組み合わせを有する実施形態をさらに対象とする。このため、本開示は下記の特許請求される従属的特徴の任意の他の可能な組み合わせを有する他の実施形態をも対象とする。
１．水混和性有機溶媒中に溶解したテトラフルオロエチレンコポリマー、及び、水中に溶解した水溶性物質を含む、溶媒中水型エマルジョンであって、エマルジョンの不透明点は５％を超える水で、６０質量％未満である、溶媒中水型エマルジョン。
２．前記テトラフルオロエチレンコポリマーは、アセテート、アルコール、アミン及びアミドからなる群より選ばれる官能基を含む、請求項1記載の溶媒中水型エマルジョン。
３．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−酢酸ビニル）である、請求項２記載の溶媒中水型エマルジョン。
４．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール）である、請求項２記載の溶媒中水型エマルジョン。
５．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール−コ−ビニル[アミノブチルアルデヒドアセタール]）である、請求項２記載の溶媒中水型エマルジョン。
６．前記水溶性物質は治療剤である、請求項２記載の溶媒中水型エマルジョン。
７．前記治療剤は造影剤、タンパク質及びペプチド、抗凝固剤、血管細胞成長阻害剤、鎮痛薬、抗生物質、抗炎症剤、哺乳類細胞、真核生物、原核生物、体細胞、生殖細胞、赤血球、血小板、ウイルス、プリオン、ＤＮＡ、ＲＮＡベクター、細胞画分、ミトコンドリア、抗新生物剤、抗増殖剤、抗有糸分裂剤、麻酔剤、プロスタグランジン阻害剤、血小板阻害剤、細胞毒性剤、パクリタキセル、シロリムス、静細胞薬、細胞増殖影響因子、血管拡張剤、シロスタゾール、カルベジロール、抗生物質及びそれらの組み合わせからなる群より選ばれる、請求項６記載の溶媒中水型エマルジョン。
８．前記水溶性物質は親水性錯化剤と疎水性治療剤からなる包接錯体である、請求項１記載の溶媒中水型エマルジョン。
９．前記包接錯体はシクロデキストリン分子及び疎水性治療剤からなる、請求項８記載の溶媒中水型エマルジョン。
１０．前記エマルジョンは基材上に適用されている、請求項１記載の溶媒中水型エマルジョン。
１１．前記エマルジョンは噴霧ノズル、浸漬浴、ピペット、ディスペンサー、針、カテーテル、マイクロカテーテル、シリンジ又はオーガ形部材を備えた単一のアプリケータを使用して前記基材に適用される、請求項１０記載の溶媒中水型エマルジョン。
１２．前記基材は医療デバイス、器官及び組織からなる群より選ばれる、請求項１０記載の溶媒中水型エマルジョン。
１３．前記基材は医療デバイスである、請求項１２記載の溶媒中水型エマルジョン。
１４．前記医療デバイスは移植片、ステント、ステント移植片、血管パッチ、軟部組織パッチ、心臓弁、縫合糸、医療用バルーン、フィルター、カテーテル及び移植可能なリードからなる群より選ばれる、請求項１３記載の溶媒中水型エマルジョン。
１５．前記医療デバイスは単一の用途を有する、請求項１３記載の溶媒中水型エマルジョン。
１６．前記エマルジョンは前記基材上に適用している間に攪拌又は混合されていない、請求項１０記載の溶媒中水型エマルジョン。
１７．前記テトラフルオロエチレンコポリマー及び水溶性物質は前記基材上に均一に分布している、請求項１０記載の溶媒中水型エマルジョン。
１８．前記水混和性有機溶媒は、アルコール、エステル、ケトン、グリコール及びアルデヒド、ならびに、極性非プロトン性溶媒からなる群より選ばれる、請求項１記載の溶媒中水型エマルジョン。
１９．前記水混和性有機溶媒はＦＤＡクラスＩＩＩ溶媒からなる群より選ばれる、請求項１記載の溶媒中水型エマルジョン。
２０．前記エマルジョンは撹拌又は混合なしに少なくとも５分間、２５℃で動力学的に安定である、請求項１記載の溶媒中水型エマルジョン。
２１．前記エマルジョンは撹拌又は混合なしに少なくとも４か月間、２５℃で動力学的に安定である、請求項１記載の溶媒中水型エマルジョン。
２２．以下の成分：テトラフルオロエチレンコポリマー、水混和性有機溶媒を含む溶媒相、水溶性物質及び水相を含み、前記成分が一緒に混合されるときに、動力学的に安定であるエマルジョンを形成する、医療デバイスのためのコーティング。
２３．前記テトラフルオロエチレンコポリマーは、アセテート、アルコール、アミン及びアミドからなる群より選ばれる官能基を含む、請求項２２記載のコーティング。
２４．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−酢酸ビニル）（ＴＦＥ−ＶＡｃ）である、請求項２３記載のコーティング。
２５．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−ビニルアルコール）（ＴＦＥ−コ−ＶＯＨ）である、請求項２３記載のコーティング。
２６．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール−コ−ビニル[アミノブチルアルデヒドアセタール]（ＴＦＥ−ＶＯＨ−ＡｃＡｍ）である、請求項２３記載のコーティング。
２７．前記水溶性物質は治療剤である、請求項２２記載のコーティング。
２８．前記治療剤は造影剤、タンパク質及びペプチド、抗凝固剤、血管細胞成長阻害剤、鎮痛薬、抗生物質、抗炎症剤、哺乳類細胞、真核生物、原核生物、体細胞、生殖細胞、赤血球、血小板、ウイルス、プリオン、ＤＮＡ、ＲＮＡベクター、細胞画分、ミトコンドリア、抗新生物剤、抗増殖剤、抗有糸分裂剤、麻酔剤、プロスタグランジン阻害剤、血小板阻害剤、細胞毒性剤、パクリタキセル、シロリムス、静細胞薬、細胞増殖影響因子、血管拡張剤、シロスタゾール、カルベジロール、抗生物質及びそれらの組み合わせからなる群より選ばれる、請求項２７記載のコーティング。
２９．前記エマルジョンは医療デバイス上に適用されうる、請求項２２記載のコーティング。
３０．前記エマルジョンは噴霧ノズル、浸漬浴、ピペット、ディスペンサー、針、カテーテル、マイクロカテーテル、シリンジ又はオーガ形部材のうちの少なくとも１つを備えた単一アプリケータを使用して前記医療デバイス上に適用される、請求項２９記載のコーティング。
３１．前記エマルジョンは前記医療デバイス上に適用している間に攪拌又は混合されていない、請求項２９記載のコーティング。
３２．前記テトラフルオロエチレンコポリマー及び前記水溶性物質は前記医療デバイス上に均一に分布している、請求項２９記載のコーティング。
３３．前記医療デバイスは移植片、ステント、ステント移植片、医療用バルーン、血管パッチ、軟部組織パッチ、心臓弁、縫合糸、フィルター、カテーテル及び移植可能なリードからなる群より選ばれる、請求項２９記載のコーティング。
３４．前記医療デバイスは単一の用途を有する、請求項２９記載のコーティング。
３５．前記水混和性有機溶媒は、アルコール、エステル、ケトン、グリコール及びアルデヒド、ならびに、極性非プロトン性溶媒からなる群より選ばれる、請求項２２記載のコーティング。
３６．テトラフルオロエチレンコポリマー及び水混和性有機溶媒を含む溶媒相、水溶性物質及び水を含む水性相を含み、溶媒相／水性相の比は約９９／１〜約１／１である、動力学的に安定である溶媒中水型エマルジョン。
３７．前記テトラフルオロエチレンコポリマーは、アセテート、アルコール、アミン及びアミドからなる群より選ばれる少なくとも１つの官能基を含む、請求項３６記載の溶媒中水型エマルジョン。
３８．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−酢酸ビニル）（ＴＦＥ−ＶＡｃ）である、請求項３７記載の溶媒中水型エマルジョン。
３９．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール）（ＴＦＥ−ＶＯＨ）である、請求項３７記載の溶媒中水型エマルジョン。
４０．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール−コ−ビニル[アミノブチルアルデヒドアセタール]）（ＴＦＥ−ＶＯＨ−ＡｃＡｍ）である、請求項３７記載の溶媒中水型エマルジョン。
４１．前記水混和性有機溶媒はアルコール、エステル、ケトン、グリコール及びアルデヒド、ならびに、極性非プロトン性溶媒からなる群より選ばれる、請求項３６記載の溶媒中水型エマルジョン。
４２．溶媒相／水性相の比は質量基準で約１５：１〜約１：１である、請求項３６記載の溶媒中水型エマルジョン。
４３．基材をコーティングするための方法であって、テトラフルオロエチレンコポリマー、水混和性有機溶媒を含む溶媒相、水溶性物質、水相を含み、動力学的に安定している、溶媒中水型エマルジョンを前記基材に適用すること、及び、前記混和性有機溶媒及び水を蒸発させることを含む、方法。
４４．前記テトラフルオロエチレンコポリマーは、アセテート、アルコール、アミン及びアミドからなる群より選ばれる官能基を含む、請求項４３記載の方法。
４５．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−酢酸ビニル）（ＴＦＥ−ＶＡｃ）である、請求項４４記載の方法。
４６．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール）（ＴＦＥ−ＶＯＨ）である、請求項４４記載の方法。
４７．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール−コ−ビニル[アミノブチルアルデヒドアセタール]）（ＴＦＥ−ＶＯＨ−ＡｃＡｍ）である、請求項４４記載の方法。
４８．前記基材は医療デバイス、器官、組織及びそれらの組み合わせからなる群より選ばれる、請求項４３記載の方法。
４９．前記基材は医療デバイスである、請求項４９記載の方法。
５０．前記医療デバイスは移植片、ステント、血管パッチ、軟部組織パッチ、心臓弁、縫合糸、ステント移植片、医療用バルーン、フィルター、カテーテル及び移植可能なリードからなる群より選ばれる、請求項４９記載の方法。
５１．前記医療デバイスは単一の用途を有する、請求項４９記載の方法。
５２．前記エマルジョンは単一のアプリケータを用いて前記医療デバイスに適用されうる、請求項４９記載の方法。
５３．前記単一のアプリケータは噴霧ノズル、浸漬浴、ピペット、ディスペンサー、針、カテーテル、マイクロカテーテル、シリンジ及びオーガ形部材からなる群より選ばれる、請求項５２記載の方法。
５４．前記エマルジョンは前記基材上に適用している間に攪拌又は混合されていない、請求項４３記載の方法。
５５．前記テトラフルオロエチレンコポリマー及び水溶性物質は前記基材上に均一に分布している、請求項４３記載の方法。
５６．前記水溶性物質は治療剤である、請求項４３記載の方法。
５７．前記治療剤は造影剤、タンパク質及びペプチド、抗凝固剤、血管細胞成長阻害剤、鎮痛薬、抗生物質、抗炎症剤、哺乳類細胞、真核生物、原核生物、体細胞、生殖細胞、赤血球、血小板、ウイルス、プリオン、ＤＮＡ、ＲＮＡベクター、細胞画分、ミトコンドリア、抗新生物剤、抗増殖剤、抗有糸分裂剤、麻酔剤、プロスタグランジン阻害剤、血小板阻害剤、細胞毒性剤、パクリタキセル、シロリムス、静細胞薬、細胞増殖影響因子、血管拡張剤、シロスタゾール、カルベジロール、抗生物質及びそれらの組み合わせからなる群より選ばれる、請求項５６記載の方法。
５８．前記エマルジョンはディップコーティング、ピペッティング、スプレイ塗布及びブラシ塗布のうちの少なくとも１つにより前記医療デバイスに適用される、請求項４９記載の方法。
５９．前記水混和性有機溶媒は、アルコール、エステル、ケトン、グリコール及びアルデヒド、ならびに、極性非プロトン性溶媒からなる群より選ばれる、請求項４３記載の方法。
６０．ａ．水混和性有機溶媒中にテトラフルオロエチレンコポリマーを溶解すること、ｂ．水中に水溶性物質を溶解すること、及び、ｃ．エマルジョンが動力学的に安定となるようにして、前記テトラフルオロエチレンコポリマー及び前記水溶性物質を合わせること、の工程を含む、溶媒中水型エマルジョンの調製方法。
６１．ａ．テトラフルオロエチレンコポリマー、水混和性有機溶媒を含む溶媒相、水溶性物質、水相を含む、溶媒中水型エマルジョンであって、動力学的に安定であるエマルジョンを提供すること、ｂ．前記溶媒中水型エマルジョンを基材に適用すること、及び、ｃ．前記溶媒及び水を除去すること、の工程を含む、溶媒中水型エマルジョンで基材をコーティングする方法。
６２．前記水溶性物質相はラマン分光法によって約５００ｎｍ未満である、請求項６１記載の方法。
６３．水混和性有機溶媒中に溶解したテトラフルオロエチレンコポリマー、治療剤及び水を含む、溶媒中水型エマルジョンであって、エマルジョンの不透明点は５％を超える水で、６０質量％未満である、溶媒中水型エマルジョン。
６４．前記テトラフルオロエチレンコポリマーは、アセテート、アルコール、アミン及びアミドからなる群より選ばれる官能基を含む、請求項６３記載の溶媒中水型エマルジョン。
６５．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−酢酸ビニル）（ＴＦＥ−ＶＡｃ）である、請求項６４記載の溶媒中水型エマルジョン。
６６．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール）（ＴＦＥ−ＶＯＨ）である、請求項６４記載の溶媒中水型エマルジョン。
６７．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール−コ−ビニル[アミノブチルアルデヒドアセタール]）（ＴＦＥ−ＶＯＨ−ＡｃＡｍ）である、請求項６４記載の溶媒中水型エマルジョン。
６８．前記治療剤は水溶性物質である、請求項６３記載の溶媒中水型エマルジョン。
６９．前記治療剤は造影剤、タンパク質及びペプチド、抗凝固剤、血管細胞成長阻害剤、鎮痛薬、抗生物質、抗炎症剤、哺乳類細胞、真核生物、原核生物、体細胞、生殖細胞、赤血球、血小板、ウイルス、プリオン、ＤＮＡ、ＲＮＡベクター、細胞画分、ミトコンドリア、抗新生物剤、抗増殖剤、抗有糸分裂剤、麻酔剤、プロスタグランジン阻害剤、血小板阻害剤、細胞毒性剤、パクリタキセル、シロリムス、静細胞薬、細胞増殖影響因子、血管拡張剤、シロスタゾール、カルベジロール、抗生物質及びそれらの組み合わせからなる群より選ばれる、請求項６３記載の溶媒中水型エマルジョン。
７０．前記治療剤は親水性錯化剤により錯体化されて、包接錯体を形成している、請求項６３記載の溶媒中水型エマルジョン。
７１．前記包接錯体はシクロデキストリン分子及び疎水性治療剤からなる、請求項７０記載の溶媒中水型エマルジョン。
７２．前記エマルジョンは基材上に適用されている、請求項６３記載の溶媒中水型エマルジョン。
７３．前記エマルジョンは噴霧ノズル、浸漬浴、ピペット、ディスペンサー、針、カテーテル、マイクロカテーテル、シリンジ又はオーガ形部材を備えた単一アプリケータを使用して前記基材上に適用される、請求項７２記載の溶媒中水型エマルジョン。
７４．前記基材は医療デバイス、器官及び組織からなる群より選ばれる、請求項７２記載の溶媒中水型エマルジョン。
７５．前記基材は医療デバイスである、請求項７４記載の溶媒中水型エマルジョン。
７６．前記医療デバイスは移植片、ステント、ステント移植片、血管パッチ、軟部組織パッチ、心臓弁、縫合糸、医療用バルーン、フィルター、カテーテル及び移植可能なリードからなる群より選ばれる、請求項７５記載の溶媒中水型エマルジョン。
７７．前記医療デバイスは単一の用途を有する、請求項７５記載の溶媒中水型エマルジョン。
７８．前記エマルジョンは前記基材上に適用している間に攪拌又は混合されていない、請求項７２記載の溶媒中水型エマルジョン。
７９．前記テトラフルオロエチレンコポリマー及び前記水溶性物質は前記基材上に均一に分布している、請求項７２記載の溶媒中水型エマルジョン。
８０．前記水混和性有機溶媒は、アルコール、エステル、ケトン、グリコール及びアルデヒド、ならびに、極性非プロトン性溶媒からなる群より選ばれる、請求項６３記載の溶媒中水型エマルジョン。
８１．前記水混和性有機溶媒はＦＤＡクラスＩＩＩ溶媒からなる群より選ばれる、請求項６３記載の溶媒中水型エマルジョン。
８２．前記エマルジョンは撹拌又は混合なしに少なくとも５分間、２５℃で動力学的に安定である、請求項６３記載の溶媒中水型エマルジョン。
８３．前記エマルジョンは撹拌又は混合なしに少なくとも４か月間、２５℃で動力学的に安定である、請求項６３記載の溶媒中水型エマルジョン。
８４．水混和性有機溶媒中に溶解したテトラフルオロエチレンコポリマー、及び、水中に溶解した水溶性物質を含む、溶媒中水型エマルジョンであって、動力学的に安定であるエマルジョン。
８５．前記テトラフルオロエチレンコポリマーは、アセテート、アルコール、アミン及びアミドからなる群より選ばれる官能基を含む、請求項８４記載の溶媒中水型エマルジョン。
８６．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−酢酸ビニル）（ＴＦＥ−ＶＡｃ）である、請求項８５記載の溶媒中水型エマルジョン。
８７．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール）（ＴＦＥ−ＶＯＨ）である、請求項８５記載の溶媒中水型エマルジョン。
８８．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール−コ−ビニル[アミノブチルアルデヒドアセタール]）（ＴＦＥ−ＶＯＨ−ＡｃＡｍ）である、請求項８５記載の溶媒中水型エマルジョン。
８９．前記水溶性物質は治療剤である、請求項８４記載の溶媒中水型エマルジョン。
９０．前記治療剤は造影剤、タンパク質及びペプチド、抗凝固剤、血管細胞成長阻害剤、鎮痛薬、抗生物質、抗炎症剤、哺乳類細胞、真核生物、原核生物、体細胞、生殖細胞、赤血球、血小板、ウイルス、プリオン、ＤＮＡ、ＲＮＡベクター、細胞画分、ミトコンドリア、抗新生物剤、抗増殖剤、抗有糸分裂剤、麻酔剤、プロスタグランジン阻害剤、血小板阻害剤、細胞毒性剤、パクリタキセル、シロリムス、静細胞薬、細胞増殖影響因子、血管拡張剤、シロスタゾール、カルベジロール、抗生物質及びそれらの組み合わせからなる群より選ばれる、請求項８９記載の溶媒中水型エマルジョン。
９１．前記水溶性物質は親水性錯化剤及び疎水性治療剤からなる包接錯体である、請求項８４記載の溶媒中水型エマルジョン。
９２．前記包接錯体はシクロデキストリン分子及び疎水性治療剤からなる、請求項９１記載の溶媒中水型エマルジョン。
９３．前記エマルジョンは基材上に適用されている、請求項８４記載の溶媒中水型エマルジョン。
９４．前記エマルジョンは噴霧ノズル、浸漬浴、ピペット、ディスペンサー、針、カテーテル、マイクロカテーテル、シリンジ又はオーガ形部材を備えた単一アプリケータを使用して前記基材に適用される、請求項９３記載の溶媒中水型エマルジョン。
９５．前記基材は医療デバイス、器官及び組織からなる群より選ばれる、請求項９３記載の溶媒中水型エマルジョン。
９６．前記基材は医療デバイスである、請求項９３記載の溶媒中水型エマルジョン。
９７．前記医療デバイスは移植片、ステント、ステント移植片、血管パッチ、軟部組織パッチ、心臓弁、縫合糸、医療用バルーン、フィルター、カテーテル及び移植可能なリードからなる群より選ばれる、請求項９６記載の溶媒中水型エマルジョン。
９８．前記医療デバイスは単一の用途を有する、請求項９６記載の溶媒中水型エマルジョン。
９９．前記エマルジョンは前記基材上に適用している間に攪拌又は混合されていない、請求項９３記載の溶媒中水型エマルジョン。
１００．前記テトラフルオロエチレンコポリマー及び水溶性物質は前記基材上に均一に分布している、請求項８４記載の溶媒中水型エマルジョン。
１０１．前記水混和性有機溶媒は、アルコール、エステル、ケトン、グリコール及びアルデヒド、ならびに、極性非プロトン性溶媒からなる群より選ばれる、請求項８４記載の溶媒中水型エマルジョン。
１０２．前記水混和性有機溶媒はＦＤＡクラスＩＩＩ溶媒からなる群より選ばれる、請求項８４記載の溶媒中水型エマルジョン。
１０３．前記エマルジョンは撹拌又は混合なしに少なくとも５分間、２５℃で動力学的に安定である、請求項８４記載の溶媒中水型エマルジョン。
１０４．前記エマルジョンは撹拌又は混合なしに少なくとも４か月間、２５℃で動力学的に安定である、請求項８４記載の溶媒中水型エマルジョン。
１０５．水混和性有機溶媒中に溶解したテトラフルオロエチレンコポリマー及び疎水性物質、及び、水を含む、溶媒中水型エマルジョンであって、動力学的に安定である、溶媒中水型エマルジョン。
１０６．前記テトラフルオロエチレンコポリマーは、アセテート、アルコール、アミン及びアミドからなる群より選ばれる官能基を含む、請求項１０５記載の溶媒中水型エマルジョン。
１０７．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−酢酸ビニル）（ＴＦＥ−ＶＡｃ）である、請求項１０６記載の溶媒中水型エマルジョン。
１０８．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール）（ＴＦＥ−ＶＯＨ）である、請求項１０６記載の溶媒中水型エマルジョン。
１０９．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール−コ−ビニル[アミノブチルアルデヒドアセタール]）（ＴＦＥ−ＶＯＨ−ＡｃＡｍ）である、請求項１０６記載の溶媒中水型エマルジョン。
１１０．前記疎水性物質は治療剤を含む、請求項１０５記載の溶媒中水型エマルジョン。
１１１．前記治療剤は造影剤、タンパク質及びペプチド、抗凝固剤、血管細胞成長阻害剤、鎮痛薬、抗生物質、抗炎症剤、哺乳類細胞、真核生物、原核生物、体細胞、生殖細胞、赤血球、血小板、ウイルス、プリオン、ＤＮＡ、ＲＮＡベクター、細胞画分、ミトコンドリア、抗新生物剤、抗増殖剤、抗有糸分裂剤、麻酔剤、プロスタグランジン阻害剤、血小板阻害剤、細胞毒性剤、パクリタキセル、シロリムス、静細胞薬、細胞増殖影響因子、血管拡張剤、シロスタゾール、カルベジロール、抗生物質及びそれらの組み合わせからなる群より選ばれる、請求項１１０記載の溶媒中水型エマルジョン。
１１２．前記疎水性物質は親水性錯化剤及び疎水性治療剤からなる包接錯体である、請求項１０５記載の溶媒中水型エマルジョン。
１１３．前記包接錯体はシクロデキストリン分子及び疎水性治療剤からなる、請求項１１２記載の溶媒中水型エマルジョン。
１１４．前記エマルジョンは基材上に適用される、請求項１０５記載の溶媒中水型エマルジョン。
１１５．前記エマルジョンは噴霧ノズル、浸漬浴、ピペット、ディスペンサー、針、カテーテル、マイクロカテーテル、シリンジ又はオーガ形部材を備えた単一アプリケータを使用して前記基材に適用される、請求項１１４記載の溶媒中水型エマルジョン。
１１６．前記基材は医療デバイス、器官及び組織からなる群より選ばれる、請求項１１４記載の溶媒中水型エマルジョン。
１１７．前記基材は医療デバイスである、請求項１１４記載の溶媒中水型エマルジョン。
１１８．前記医療デバイスは移植片、ステント、ステント移植片、血管パッチ、軟部組織パッチ、心臓弁、縫合糸、医療用バルーン、フィルター、カテーテル及び移植可能なリードからなる群より選ばれる、請求項１１７記載の溶媒中水型エマルジョン。
１１９．前記医療デバイスは単一の用途を有する、請求項１１７記載の溶媒中水型エマルジョン。
１２０．前記エマルジョンは前記基材上に適用している間に攪拌又は混合されていない、請求項１１４記載の溶媒中水型エマルジョン。
１２１．前記テトラフルオロエチレンコポリマー及び前記疎水性物質は前記基材上に均一に分布している、請求項１１４記載の溶媒中水型エマルジョン。
１２２．前記水混和性有機溶媒は、アルコール、エステル、ケトン、グリコール及びアルデヒド、ならびに、極性非プロトン性溶媒からなる群より選ばれる、請求項１０５記載の溶媒中水型エマルジョン。
１２３．前記水混和性有機溶媒はＦＤＡクラスＩＩＩ溶媒からなる群より選ばれる、請求項１０５記載の溶媒中水型エマルジョン。
１２４．前記エマルジョンは撹拌又は混合なしに少なくとも５分間、２５℃で動力学的に安定である、請求項１０５記載の溶媒中水型エマルジョン。
１２５．前記エマルジョンは撹拌又は混合なしに少なくとも４か月間、２５℃で動力学的に安定である、請求項１０５記載の溶媒中水型エマルジョン。
１２６．下記の成分：テトラフルオロエチレンコポリマー、水混和性有機溶媒を含む溶媒相、疎水性治療剤、親水性錯化剤、及び、水相を含み、前記成分は一緒に混合されたときに、動力学的に安定であるエマルジョンを形成する、基材のためのコーティング。
１２７．前記テトラフルオロエチレンコポリマーは、アセテート、アルコール、アミン及びアミドからなる群より選ばれる官能基を含む、請求項１２６記載のコーティング。
１２８．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−酢酸ビニル）（ＴＦＥ−ＶＡｃ）である、請求項１２７記載のコーティング。
１２９．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−ビニルアルコール）（ＴＦＥ−コ−ＶＯＨ）である、請求項１２７記載のコーティング。
１３０．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール−コ−ビニル[アミノブチルアルデヒドアセタール]）（ＴＦＥ−ＶＯＨ−ＡｃＡｍ）である、請求項１２７記載のコーティング。
１３１．前記コーティングは医療デバイス及び生体組織のうちの少なくとも１つを含む基材に適用される、請求項１２６記載のコーティング。
１３２．前記疎水性治療剤は造影剤、タンパク質及びペプチド、抗凝固剤、血管細胞成長阻害剤、鎮痛薬、抗生物質、抗炎症剤、哺乳類細胞、真核生物、原核生物、体細胞、生殖細胞、赤血球、血小板、ウイルス、プリオン、ＤＮＡ、ＲＮＡベクター、細胞画分、ミトコンドリア、抗新生物剤、抗増殖剤、抗有糸分裂剤、麻酔剤、プロスタグランジン阻害剤、血小板阻害剤、細胞毒性剤、パクリタキセル、シロリムス、静細胞薬、細胞増殖影響因子、血管拡張剤、シロスタゾール、カルベジロール、抗生物質及びそれらの組み合わせからなる群より選ばれる、請求項１２６記載のコーティング。
１３３．前記エマルジョンは単一アプリケータを使用して前記基材に適用されうる、
請求項１２６記載のコーティング。
１３４．前記単一アプリケータは噴霧ノズル、浸漬浴、ピペット、ディスペンサー、針、カテーテル、マイクロカテーテル、シリンジ又はオーガ形部材のうちの少なくとも１つを備えている、請求項１３３記載のコーティング。
１３５．前記エマルジョンは前記基材上に適用している間に攪拌又は混合されていない、請求項１３１記載のコーティング。
１３６．前記テトラフルオロエチレンコポリマー及び疎水性物質は前記基材上に均一に分布している、請求項１３１記載のコーティング。
１３７．前記基材は移植片、ステント、ステント移植片、血管パッチ、軟部組織パッチ、心臓弁、縫合糸、医療用バルーン、フィルター、カテーテル及び移植可能なリードからなる群より選ばれる医療デバイスの少なくとも一部である、請求項１３１記載のコーティング。
１３８．前記基材は単一の用途を有する医療デバイスの少なくとも一部である、請求項１３１記載のコーティング。
１３９．前記水混和性有機溶媒は、アルコール、エステル、ケトン、グリコール及びアルデヒド、ならびに、極性非プロトン性溶媒からなる群より選ばれる、請求項１２６記載のコーティング。
１４０．下記の成分：テトラフルオロエチレンコポリマー、水混和性有機溶媒を含む溶媒相、疎水性治療剤、及び、水相を含み、前記成分が一緒に混合されたときに、動力学的に安定であるエマルジョンを形成する、基材のためのコーティング。
１４１．前記テトラフルオロエチレンコポリマーは、アセテート、アルコール、アミン及びアミドからなる群より選ばれる官能基を含む、請求項１４０記載のコーティング。
１４２．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−酢酸ビニル）（ＴＦＥ−ＶＡｃ）である、請求項１４１記載のコーティング。
１４３．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−ビニルアルコール）（ＴＦＥ−コ−ＶＯＨ）である、請求項１４１記載のコーティング。
１４４．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール−コ−ビニル[アミノブチルアルデヒドアセタール]）（ＴＦＥ−ＶＯＨ−ＡｃＡｍ）である、請求項１４１記載のコーティング。
１４５．前記コーティングは医療デバイス及び生体組織のうちの少なくとも１つの少なくとも一部を含む基材に適用される、請求項１４０記載のコーティング。
１４６．前記疎水性治療剤は造影剤、タンパク質及びペプチド、抗凝固剤、血管細胞成長阻害剤、鎮痛薬、抗生物質、抗炎症剤、哺乳類細胞、真核生物、原核生物、体細胞、生殖細胞、赤血球、血小板、ウイルス、プリオン、ＤＮＡ、ＲＮＡベクター、細胞画分、ミトコンドリア、抗新生物剤、抗増殖剤、抗有糸分裂剤、麻酔剤、プロスタグランジン阻害剤、血小板阻害剤、細胞毒性剤、パクリタキセル、シロリムス、静細胞薬、細胞増殖影響因子、血管拡張剤、シロスタゾール、カルベジロール、抗生物質及びそれらの組み合わせからなる群より選ばれる、請求項１４０記載のコーティング。
１４７．前記エマルジョンは単一アプリケータを使用して前記基材上に適用されうる、請求項１４５記載のコーティング。
１４８．前記単一アプリケータは噴霧ノズル、浸漬浴、針、ピペット、ディスペンサー、カテーテル、マイクロカテーテル、シリンジ又はオーガ形部材のうちの少なくとも１つを備えている、請求項１４７記載のコーティング。
１４９．前記エマルジョンは前記基材上に適用している間に攪拌又は混合されていない、請求項１４５記載のコーティング。
１５０．前記テトラフルオロエチレンコポリマー及び前記疎水性物質は前記基材上に均一に分布している、請求項１４５記載のコーティング。
１５１．前記基材は移植片、ステント、ステント移植片、医療用バルーン、フィルター、血管パッチ、軟部組織パッチ、心臓弁、縫合糸、カテーテル及び移植可能なリードからなる群より選ばれる医療デバイスの少なくとも一部である、請求項１４５記載のコーティング。
１５２．前記基材は単一の用途を有する医療デバイスの少なくとも一部である、請求項１４５記載のコーティング。
１５３．前記水混和性有機溶媒は、アルコール、エステル、ケトン、グリコール及びアルデヒド、ならびに、極性非プロトン性溶媒からなる群より選ばれる、請求項１４０記載のコーティング。
１５４．テトラフルオロエチレンコポリマー及び水混和性有機溶媒を含む溶媒相、疎水性物質、親水性錯化剤及び水を含む水性相を含み、溶媒相／水性相の比は約９９／１〜約１／１である、動力学的に安定である溶媒中水型エマルジョン。
１５５．前記テトラフルオロエチレンコポリマーは、アセテート、アルコール、アミン及びアミドからなる群より選ばれる少なくとも１つの官能基を含む、請求項１５４記載の溶媒中水型エマルジョン。
１５６．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−酢酸ビニル）（ＴＦＥ−ＶＡｃ）である、請求項１５５記載の溶媒中水型エマルジョン。
１５７．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール）（ＴＦＥ−ＶＯＨ）である、請求項１５５記載の溶媒中水型エマルジョン。
１５８．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール−コ−ビニル[アミノブチルアルデヒドアセタール]）（ＴＦＥ−ＶＯＨ−ＡｃＡｍ）である、請求項１５５記載の溶媒中水型エマルジョン。
１５９．前記水混和性有機溶媒はアルコール、エステル、ケトン、グリコール及びアルデヒド、ならびに、極性非プロトン性溶媒からなる群より選ばれる、請求項１５４記載の溶媒中水型エマルジョン。
１６０．溶媒相／水性相の比は質量基準で約１５：１〜約１：１である、請求項１５４記載の溶媒中水型エマルジョン。
１６１．テトラフルオロエチレンコポリマー、疎水性物質及び水混和性有機溶媒を含む溶媒相、及び、水を含む水性相を含み、溶媒相／水性相の比は約９９／１〜約１／１である、動力学的に安定である溶媒中水型エマルジョン。
１６２．前記テトラフルオロエチレンコポリマーは、アセテート、アルコール、アミン及びアミドからなる群より選ばれる少なくとも１つの官能基を含む、請求項１６１記載の溶媒中水型エマルジョン。
１６３．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−酢酸ビニル）（ＴＦＥ−ＶＡｃ）である、請求項１６２記載の溶媒中水型エマルジョン。
１６４．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール）（ＴＦＥ−ＶＯＨ）である、請求項１６２記載の溶媒中水型エマルジョン。
１６５．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール−コ−ビニル[アミノブチルアルデヒドアセタール]）（ＴＦＥ−ＶＯＨ−ＡｃＡｍ）である、請求項１６２記載の溶媒中水型エマルジョン。
１６６．前記水混和性有機溶媒はアルコール、エステル、ケトン、グリコール及びアルデヒド、ならびに、極性非プロトン性溶媒からなる群より選ばれる、請求項１６１記載の溶媒中水型エマルジョン。
１６７．溶媒相／水性相の比は質量基準で約１５：１〜約１：１である、請求項１６１記載の溶媒中水型エマルジョン。
１６８．基材をコーティングするための方法であって、テトラフルオロエチレンコポリマー、水混和性有機溶媒を含む溶媒相、疎水性物質及び親水性錯化剤、水相を含み、動力学的に安定している、溶媒中水型エマルジョンを前記基材に適用すること、及び、前記有機溶媒及び水を蒸発させることを含む、方法。
１６９．前記テトラフルオロエチレンコポリマーは、アセテート、アルコール、アミン及びアミドからなる群より選ばれる官能基を含む、請求項１６８記載の方法。
１７０．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−酢酸ビニル）（ＴＦＥ−ＶＡｃ）である、請求項１６９記載の方法。
１７１．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール）（ＴＦＥ−ＶＯＨ）である、請求項１６９記載の方法。
１７２．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール−コ−ビニル[アミノブチルアルデヒドアセタール]）（ＴＦＥ−ＶＯＨ−ＡｃＡｍ）である、請求項１６９記載の方法。
１７３．前記基材は医療デバイス、器官及び組織からなる群より選ばれる、請求項１６８記載の方法。
１７４．前記基材は医療デバイスである、請求項１７３記載の方法。
１７５．前記医療デバイスは移植片、ステント、ステント移植片、血管パッチ、軟部組織パッチ、心臓弁、縫合糸、医療用バルーン、フィルター、カテーテル及び移植可能なリードからなる群より選ばれる、請求項１７４記載の方法。
１７６．前記医療デバイスは単一の用途を有する、請求項１７４記載の方法。
１７７．前記エマルジョンは単一のアプリケータを用いて医療デバイス上に適用されうる、請求項１６８記載の方法。
１７８．前記単一のアプリケータは噴霧ノズル、浸漬浴、ピペット、ディスペンサー、針、カテーテル、マイクロカテーテル、シリンジ及びオーガ形部材からなる群より選ばれる、請求項１７７記載の方法。
１７９．前記エマルジョンは前記基材上に適用している間に攪拌又は混合されていない、請求項１６８記載の方法。
１８０．前記テトラフルオロエチレンコポリマー及び前記疎水性物質は前記基材上に均一に分布している、請求項１６８記載の方法。
１８１．前記疎水性物質は治療剤である、請求項１６８記載の方法。
１８２．前記治療剤は造影剤、タンパク質及びペプチド、抗凝固剤、血管細胞成長阻害剤、鎮痛薬、抗生物質、抗炎症剤、哺乳類細胞、真核生物、原核生物、体細胞、生殖細胞、赤血球、血小板、ウイルス、プリオン、ＤＮＡ、ＲＮＡベクター、細胞画分、ミトコンドリア、抗新生物剤、抗増殖剤、抗有糸分裂剤、麻酔剤、プロスタグランジン阻害剤、血小板阻害剤、細胞毒性剤、パクリタキセル、シロリムス、静細胞薬、細胞増殖影響因子、血管拡張剤、シロスタゾール、カルベジロール、抗生物質及びそれらの組み合わせからなる群より選ばれる、請求項１８１記載の方法。
１８３．前記エマルジョンはディップコーティング、ピペッティング、スプレイ塗布及びブラシ塗布のうちの少なくとも１つにより前記医療デバイスに適用される、請求項１７４記載の方法。
１８４．前記水混和性有機溶媒は、アルコール、エステル、ケトン、グリコール及びアルデヒド、ならびに、極性非プロトン性溶媒からなる群より選ばれる、請求項１６８記載の方法。
１８５．テトラフルオロエチレンコポリマー、水混和性有機溶媒を含む溶媒相、疎水性物質、水相を含む、溶媒中水型エマルジョンであって、動力学的に安定であるエマルジョンを基材に適用すること、及び、前記有機溶媒及び水を除去することを含む、基材をコーティングする方法。
１８６．前記テトラフルオロエチレンコポリマーは、アセテート、アルコール、アミン及びアミドからなる群より選ばれる官能基を含む、請求項１８５記載の方法。
１８７．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−酢酸ビニル）（ＴＦＥ−ＶＡｃ）である、請求項１８６記載の方法。
１８８．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール）（ＴＦＥ−ＶＯＨ）である、請求項１８６記載の方法。
１８９．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール−コ−ビニル[アミノブチルアルデヒドアセタール]）（ＴＦＥ−ＶＯＨ−ＡｃＡｍ）である、請求項１８６記載の方法。
１９０．前記基材は医療デバイス、器官及び組織からなる群より選ばれる、請求項１８５記載の方法。
１９１．前記基材は医療デバイスである、請求項１８５記載の方法。
１９２．前記医療デバイスは移植片、ステント、ステント移植片、血管パッチ、軟部組織パッチ、心臓弁、縫合糸、医療用バルーン、フィルター、カテーテル及び移植可能なリードからなる群より選ばれる、請求項１９１記載の方法。
１９３．前記医療デバイスは単一の用途を有する、請求項１９１記載の方法。
１９４．前記エマルジョンは単一のアプリケータを用いて前記医療デバイス上に適用されうる、請求項１８５記載の方法。
１９５．前記単一のアプリケータは噴霧ノズル、浸漬浴、ピペット、ディスペンサー、針、カテーテル、マイクロカテーテル、シリンジ及びオーガ形部材からなる群より選ばれる、請求項１９４記載の方法。
１９６．前記エマルジョンは前記基材上に適用している間に攪拌又は混合されていない、請求項１８５記載の方法。
１９７．前記テトラフルオロエチレンコポリマー及び前記疎水性物質は前記基材上に均一に分布している、請求項１８５記載の方法。
１９８．前記疎水性物質は治療剤である、請求項１８５記載の方法。
１９９．前記治療剤は造影剤、タンパク質及びペプチド、抗凝固剤、血管細胞成長阻害剤、鎮痛薬、抗生物質、抗炎症剤、哺乳類細胞、真核生物、原核生物、体細胞、生殖細胞、赤血球、血小板、ウイルス、プリオン、ＤＮＡ、ＲＮＡベクター、細胞画分、ミトコンドリア、抗新生物剤、抗増殖剤、抗有糸分裂剤、麻酔剤、プロスタグランジン阻害剤、血小板阻害剤、細胞毒性剤、パクリタキセル、シロリムス、静細胞薬、細胞増殖影響因子、血管拡張剤、シロスタゾール、カルベジロール、抗生物質及びそれらの組み合わせからなる群より選ばれる、請求項１９８記載の方法。
２００．前記エマルジョンはディップコーティング、ピペッティング、スプレイ塗布及びブラシ塗布のうちの少なくとも１つにより前記医療デバイスに適用される、請求項１９１記載の方法。
２０１．前記水混和性有機溶媒は、アルコール、エステル、ケトン、グリコール及びアルデヒド、ならびに、極性非プロトン性溶媒からなる群より選ばれる、請求項１８５記載の方法。
２０２．ａ．水混和性有機溶媒中にテトラフルオロエチレンコポリマーを溶解すること、ｂ．水中に親水性錯化剤及び疎水性物質を溶解すること、及び、ｃ．エマルジョンが動力学的に安定となるようにして、コポリマー溶液を前記錯化剤及び疎水性物質を合わせること、の工程を含む、溶媒中水型エマルジョンの調製方法。
２０３．ａ．水混和性有機溶媒中にテトラフルオロエチレンコポリマー及び疎水性物質を溶解すること、ｂ．水を提供すること、及び、ｃ．エマルジョンが動力学的に安定となるようにして、前記コポリマー及び前記物質を水と合わせること、の工程を含む、溶媒中水型エマルジョンの調製方法。
２０４．ａ．テトラフルオロエチレンコポリマー、水混和性有機溶媒を含む溶媒相、親水性錯化剤、疎水性物質、水相を含む、溶媒中水型エマルジョンであって、動力学的に安定である前記エマルジョンを提供すること、ｂ．前記エマルジョンを基材に適用すること、及び、ｃ．前記溶媒及び水を除去すること、の工程を含む、溶媒中水型エマルジョンで基材をコーティングする方法。
２０５．前記疎水性物質相はラマン分光法によって５００ｎｍ未満である、請求項２０４記載の方法。
２０６．ａ．テトラフルオロエチレンコポリマー、水混和性有機溶媒を含む溶媒相、疎水性物質、水相を含む、溶媒中水型エマルジョンであって、動力学的に安定である前記エマルジョンを提供すること、ｂ．前記エマルジョンを基材に適用すること、及び、ｃ．前記溶媒及び水を除去すること、の工程を含む、溶媒中水型エマルジョンで基材をコーティングする方法。
２０７．前記水溶性物質相はラマン分光法によって５００ｎｍ未満である、請求項２０６記載の方法。
２０８．水溶性物質と混合されたテトラフルオロエチレンコポリマーを含むコーティングであって、該コーティングは水溶性物質を含まないテトラフルオロエチレンコポリマーのコーティングと比較して、テトラフルオロエチレンコポリマーの質量基準で過剰熱容量が少なくとも５０％低減している、コーティング。
２０９．前記コーティングは水溶性物質を含まないテトラフルオロエチレンコポリマーのコーティングと比較して、テトラフルオロエチレンコポリマーの質量基準で過剰熱容量が少なくとも８０％低減している、請求項２０８記載のコーティング。
２１０．前記テトラフルオロエチレンコポリマーは、アセテート、アルコール、アミン及びアミドからなる群より選ばれる官能基を含む、請求項２０８記載のコーティング。
２１１．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−酢酸ビニル）（ＴＦＥ−ＶＡｃ）である、請求項２０８記載のコーティング。
２１２．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール）（ＴＦＥ−ＶＯＨ）である、請求項２０８記載のコーティング。
２１３．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール−コ−ビニル[アミノブチルアルデヒドアセタール]）（ＴＦＥ−ＶＯＨ−ＡｃＡｍ）である、請求項２０８記載のコーティング。
２１４．前記水溶性物質は治療剤である、請求項２０８記載のコーティング。
２１５．前記治療剤は造影剤、タンパク質及びペプチド、抗凝固剤、血管細胞成長阻害剤、鎮痛薬、抗生物質、抗炎症剤、哺乳類細胞、真核生物、原核生物、体細胞、生殖細胞、赤血球、血小板、ウイルス、プリオン、ＤＮＡ、ＲＮＡベクター、細胞画分、ミトコンドリア、抗新生物剤、抗増殖剤、抗有糸分裂剤、麻酔剤、プロスタグランジン阻害剤、血小板阻害剤、細胞毒性剤、パクリタキセル、シロリムス、静細胞薬、細胞増殖影響因子、血管拡張剤、シロスタゾール、カルベジロール、抗生物質及びそれらの組み合わせからなる群より選ばれる、請求項２１４記載のコーティング。
２１６．水溶性物質と混合されたテトラフルオロエチレンコポリマーを含み、該コーティングは、変調ＤＳＣにより測定して、相混合されている、コーティング。
２１７．前記コーティングは水溶性物質を含まないテトラフルオロエチレンコポリマーのコーティングと比較して、テトラフルオロエチレンコポリマーの質量基準で過剰熱容量が少なくとも５０％低減している、請求項２１６記載のコーティング。
２１８．前記テトラフルオロエチレンコポリマーは、アセテート、アルコール、アミン及びアミドからなる群より選ばれる官能基を含む、請求項２１６記載のコーティング。
２１９．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−酢酸ビニル）（ＴＦＥ−ＶＡｃ）である、請求項２１６記載のコーティング。
２２０．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール）（ＴＦＥ−ＶＯＨ）である、請求項２１６記載のコーティング。
２２１．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール−コ−ビニル[アミノブチルアルデヒドアセタール]）（ＴＦＥ−ＶＯＨ−ＡｃＡｍ）である、請求項２１６記載のコーティング。
２２２．前記水溶性物質は治療剤である、請求項２１６記載のコーティング。
２２３．前記治療剤は造影剤、タンパク質及びペプチド、抗凝固剤、血管細胞成長阻害剤、鎮痛薬、抗生物質、抗炎症剤、哺乳類細胞、真核生物、原核生物、体細胞、生殖細胞、赤血球、血小板、ウイルス、プリオン、ＤＮＡ、ＲＮＡベクター、細胞画分、ミトコンドリア、抗新生物剤、抗増殖剤、抗有糸分裂剤、麻酔剤、プロスタグランジン阻害剤、血小板阻害剤、細胞毒性剤、パクリタキセル、シロリムス、静細胞薬、細胞増殖影響因子、血管拡張剤、シロスタゾール、カルベジロール、抗生物質及びそれらの組み合わせからなる群より選ばれる、請求項２２２記載のコーティング。
２２４．前記コーティングは水溶性物質を含まないテトラフルオロエチレンコポリマーのコーティングと比較して、テトラフルオロエチレンコポリマーの質量基準で過剰熱容量が少なくとも５０％低減している、請求項２２記載のコーティング。
２２５．前記コーティングは水溶性物質を含まないテトラフルオロエチレンコポリマーのコーティングと比較して、テトラフルオロエチレンコポリマーの質量基準で過剰熱容量が少なくとも８０％低減している、請求項２２４記載のコーティング。
２２６．前記コーティングは変調示差走査熱量測定により測定して、相混合されている、請求項２２記載のコーティング。
２２７．前記コーティングは、第一の加熱試験においてテトラフルオロエチレンコポリマーの質量基準で可逆的発熱を本質的に示さず、また、非可逆的発熱を本質的に示さない、請求項２２記載のコーティング。
２２８．水混和性有機溶媒中に溶解したテトラフルオロエチレンコポリマー、及び、水中に溶解した水溶性物質を含む、溶媒中水型エマルジョンであって、水混和性有機溶媒及び水の蒸発時に、得られたボーラスは水溶性物質を含まないテトラフルオロエチレンコポリマーのコーティングと比較して、過剰熱容量が少なくとも５０％低減している、溶媒中水型エマルジョン。
２２９．前記ボーラスは水溶性物質を含まないテトラフルオロエチレンコポリマーのボーラスと比較して、テトラフルオロエチレンコポリマーの質量基準で過剰熱容量が少なくとも８０％低減している、請求項２２８記載の溶媒中水型エマルジョン。
２３０．前記テトラフルオロエチレンコポリマーは、アセテート、アルコール、アミン及びアミドからなる群より選ばれる官能基を含む、請求項２２９記載の溶媒中水型エマルジョン。
２３１．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−酢酸ビニル）（ＴＦＥ−ＶＡｃ）である、請求項２２８記載の溶媒中水型エマルジョン。
２３２．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール）（ＴＦＥ−ＶＯＨ）である、請求項２２８記載の溶媒中水型エマルジョン。
２３３．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール−コ−ビニル[アミノブチルアルデヒドアセタール]）（ＴＦＥ−ＶＯＨ−ＡｃＡｍ）である、請求項２２８記載の溶媒中水型エマルジョン。
２３４．前記水溶性物質は治療剤である、請求項２２８記載の溶媒中水型エマルジョン。
２３５．前記治療剤は造影剤、タンパク質及びペプチド、抗凝固剤、血管細胞成長阻害剤、鎮痛薬、抗生物質、抗炎症剤、哺乳類細胞、真核生物、原核生物、体細胞、生殖細胞、赤血球、血小板、ウイルス、プリオン、ＤＮＡ、ＲＮＡベクター、細胞画分、ミトコンドリア、抗新生物剤、抗増殖剤、抗有糸分裂剤、麻酔剤、プロスタグランジン阻害剤、血小板阻害剤、細胞毒性剤、パクリタキセル、シロリムス、静細胞薬、細胞増殖影響因子、血管拡張剤、シロスタゾール、カルベジロール、抗生物質及びそれらの組み合わせからなる群より選ばれる、請求項２３４記載の溶媒中水型エマルジョン。
２３６．水混和性有機溶媒中に溶解したテトラフルオロエチレンコポリマー、及び、水中に溶解した水溶性物質を含む、溶媒中水型エマルジョンであって、水混和性有機溶媒及び水の蒸発時に、得られたボーラスは変調示差走査熱量測定により測定して、相混合されている、溶媒中水型エマルジョン。
２３７．前記ボーラスは水溶性物質を含まないテトラフルオロエチレンコポリマーのボーラスと比較して、テトラフルオロエチレンコポリマーの質量基準で過剰熱容量が少なくとも５０％低減している、請求項２３６記載の溶媒中水型エマルジョン。
２３８．前記テトラフルオロエチレンコポリマーは、アセテート、アルコール、アミン及びアミドからなる群より選ばれる官能基を含む、請求項２３６記載の溶媒中水型エマルジョン。
２３９．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−酢酸ビニル）（ＴＦＥ−ＶＡｃ）である、請求項２３６記載の溶媒中水型エマルジョン。
２４０．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール）（ＴＦＥ−ＶＯＨ）である、請求項２３６記載の溶媒中水型エマルジョン。
２４１．前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール−コ−ビニル[アミノブチルアルデヒドアセタール]）（ＴＦＥ−ＶＯＨ−ＡｃＡｍ）である、請求項２３６記載の溶媒中水型エマルジョン。
２４２．前記水溶性物質は治療剤である、請求項２３６記載の溶媒中水型エマルジョン。
２４３．前記治療剤は造影剤、タンパク質及びペプチド、抗凝固剤、血管細胞成長阻害剤、鎮痛薬、抗生物質、抗炎症剤、哺乳類細胞、真核生物、原核生物、体細胞、生殖細胞、赤血球、血小板、ウイルス、プリオン、ＤＮＡ、ＲＮＡベクター、細胞画分、ミトコンドリア、抗新生物剤、抗増殖剤、抗有糸分裂剤、麻酔剤、プロスタグランジン阻害剤、血小板阻害剤、細胞毒性剤、パクリタキセル、シロリムス、静細胞薬、細胞増殖影響因子、血管拡張剤、シロスタゾール、カルベジロール、抗生物質及びそれらの組み合わせからなる群より選ばれる、請求項２４２記載の溶媒中水型エマルジョン。
２４４．水混和性有機溶媒及び水の蒸発時に、得られたボーラスは水溶性物質を含まないテトラフルオロエチレンコポリマーのボーラスと比較して、テトラフルオロエチレンコポリマーの質量基準で過剰熱容量が少なくとも５０％低減している、請求項１記載の溶媒中水型エマルジョン。
２４５．水混和性有機溶媒及び水の蒸発時に、得られたボーラスは水溶性物質を含まないテトラフルオロエチレンコポリマーのボーラスと比較して、テトラフルオロエチレンコポリマーの質量基準で過剰熱容量が少なくとも８０％低減している、請求項２２４記載のコーティング。
２４６．水混和性有機溶媒及び水の蒸発時に、得られたボーラスは変調示差走査熱量測定により測定して、相混合されている、請求項１記載のコーティング。
２４７．水混和性有機溶媒及び水の蒸発時に、得られたボーラスは、変調示差走査熱量測定により測定して、第一の加熱試験において、テトラフルオロエチレンコポリマーの質量基準で可逆的発熱を本質的に示さず、また、テトラフルオロエチレンコポリマーの質量基準で非可逆的発熱を本質的に示さない、請求項１記載のコーティング。
以下、本発明の更なる実施態様を列挙する。
１）
ａ．水混和性有機溶媒中にテトラフルオロエチレンコポリマーを溶解すること、
ｂ．水相を提供すること、
ｃ．水溶性物質及び疎水性物質のいずれか１つを含む物質を溶解すること、及び、
ｄ．エマルジョンが動力学的に安定となるようにして、前記テトラフルオロエチレンコポリマーを前記溶解した物質と合わせること、
の工程を含む、溶媒中水型エマルジョンの調製方法。
２）
前記物質は治療剤である、１）記載の方法。
３）
前記物質は疎水性物質及び親水性錯化剤を含む包接錯体である、１）記載の方法。
４）
前記物質は水相中に溶解している水溶性物質である、１）記載の方法。
５）
ａ．テトラフルオロエチレンコポリマー、水混和性有機溶媒を含む溶媒相、水溶性物質及び疎水性物質のいずれか１つを含む物質、水相を含み、動力学的に安定である溶媒中水型エマルジョンを提供すること、
ｂ．前記溶媒中水型エマルジョンを基材に適用すること、及び、
ｃ．前記溶媒及び水を除去すること、
の工程を含む、溶媒中水型エマルジョンで基材をコーティングする方法。
６）
前記物質は疎水性物質及び親水性錯化剤を含む包接錯体である、５）記載の方法。
７）
前記水相はラマン分光法によって約５００ｎｍ未満である、５）記載の方法。
８）
前記テトラフルオロエチレンコポリマーは、アセテート、アルコール、アミン及びアミドからなる群より選ばれる官能基を含む、５）記載の方法。
９）
前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−酢酸ビニル）（ＴＦＥ−ＶＡｃ）である、５）記載の方法。
１０）
前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール）（ＴＦＥ−ＶＯＨ）である、５）記載の方法。
１１）
前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール−コ−ビニル[アミノブチルアルデヒドアセタール]）（ＴＦＥ−ＶＯＨ−ＡｃＡｍ）である、５）記載の方法。
１２）
前記基材は医療デバイス、器官、組織及びそれらの組み合わせからなる群より選ばれる、５）記載の方法。
１３）
前記基材は医療デバイスである、１２）記載の方法。
１４）
前記医療デバイスは移植片、ステント、ステント移植片、血管パッチ、軟部組織パッチ、心臓弁、縫合糸、医療用バルーン、フィルター、カテーテル及び移植可能なリードからなる群より選ばれる、１３）記載の方法。
１５）
前記医療デバイスは単一の用途を有する、１３）記載の方法。
１６）
前記エマルジョンは単一のアプリケータを用いて医療デバイス上に適用されうる、１３）記載の方法。
１７）
前記単一のアプリケータは噴霧ノズル、浸漬浴、ピペット、ディスペンサー、針、カテーテル、マイクロカテーテル、シリンジ及びオーガ形部材からなる群より選ばれる、１６）記載の方法。
１８）
前記エマルジョンは前記基材上に適用している間に攪拌又は混合されていない、５）記載の方法。
１９）
前記テトラフルオロエチレンコポリマー及び前記水溶性物質は前記基材上に均一に分布している、５）記載の方法。
２０）
前記物質は治療剤である、５）記載の方法。
２１）
前記治療剤は造影剤、タンパク質及びペプチド、抗凝固剤、血管細胞成長阻害剤、鎮痛薬、抗生物質、抗炎症剤、哺乳類細胞、真核生物、原核生物、体細胞、生殖細胞、赤血球、血小板、ウイルス、プリオン、ＤＮＡ、ＲＮＡベクター、細胞画分、ミトコンドリア、抗新生物剤、抗増殖剤、抗有糸分裂剤、麻酔剤、プロスタグランジン阻害剤、血小板阻害剤、細胞毒性剤、パクリタキセル、シロリムス、静細胞薬、細胞増殖影響因子、血管拡張剤、シロスタゾール、カルベジロール、抗生物質及びそれらの組み合わせからなる群より選ばれる、２０）記載の方法。
２２）
前記エマルジョンはディップコーティング、ピペッティング、噴霧塗布及びブラシ塗布のうちの少なくとも１つにより前記医療デバイスに適用されている、１３）記載の方法。
２３）
前記水混和性有機溶媒は、アルコール、エステル、ケトン、グリコール、アルデヒド及び極性非プロトン性溶媒からなる群より選ばれる、５）記載の方法。
２４）
前記水混和性有機溶媒はＦＤＡクラスＩＩＩ溶媒からなる群より選ばれる、５）記載の溶媒中水型エマルジョン。
２５）
水混和性有機溶媒中に溶解したテトラフルオロエチレンコポリマー、及び、
水溶性物質及び疎水性物質のいずれか１つを含む物質を含む、溶媒中水型エマルジョンであって、エマルジョンの不透明点は５質量％を超える水であり、６０質量％未満である、溶媒中水型エマルジョン。
２６）
前記物質は疎水性物質及び親水性錯化剤を含む包接錯体である、２５）記載の溶媒中水型エマルジョン。
２７）
前記テトラフルオロエチレンコポリマーは、アセテート、アルコール、アミン及びアミドからなる群より選ばれる官能基を含む、２５）記載の溶媒中水型エマルジョン。
２８）
前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−酢酸ビニル）（ＴＦＥ−ＶＡｃ）である、２５）記載の溶媒中水型エマルジョン。
２９）
前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール）（ＴＦＥ−ＶＯＨ）である、２５）記載の溶媒中水型エマルジョン。
３０）
前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール−コ−ビニル[アミノブチルアルデヒドアセタール]）（ＴＦＥ−ＶＯＨ−ＡｃＡｍ）である、２５）記載の溶媒中水型エマルジョン。
３１）
前記物質は治療剤である、２５）記載の溶媒中水型エマルジョン。
３２）
前記治療剤は造影剤、タンパク質及びペプチド、抗凝固剤、血管細胞成長阻害剤、鎮痛薬、抗生物質、抗炎症剤、哺乳類細胞、真核生物、原核生物、体細胞、生殖細胞、赤血球、血小板、ウイルス、プリオン、ＤＮＡ、ＲＮＡベクター、細胞画分、ミトコンドリア、抗新生物剤、抗増殖剤、抗有糸分裂剤、麻酔剤、プロスタグランジン阻害剤、血小板阻害剤、細胞毒性剤、パクリタキセル、シロリムス、静細胞薬、細胞増殖影響因子、血管拡張剤、シロスタゾール、カルベジロール、抗生物質及びそれらの組み合わせからなる群より選ばれる、３１）記載の溶媒中水型エマルジョン。
３３）
前記包接錯体はシクロデキストリン分子及び疎水性治療剤を含む、２６）記載の溶媒中水型エマルジョン。
３４）
前記エマルジョンは単一のアプリケータを用いて基材上に適用されている、２５）記載の溶媒中水型エマルジョン。
３５）
前記単一のアプリケータは噴霧ノズル、浸漬浴、ピペット、ディスペンサー、針、カテーテル、マイクロカテーテル、シリンジ又はオーガ形部材を含む、３４）記載の溶媒中水型エマルジョン。
３６）
前記基材は医療デバイス、器官及び組織ならびにそれらの組み合わせからなる群より選ばれる、３４）記載の溶媒中水型エマルジョン。
３７）
前記基材は医療デバイスである。３４）記載の溶媒中水型エマルジョン。
３８）
前記医療デバイスは移植片、ステント、ステント移植片、血管パッチ、軟部組織パッチ、心臓弁、縫合糸、医療用バルーン、フィルター、カテーテル及び移植可能なリードからなる群より選ばれる、３７）記載の溶媒中水型エマルジョン。
３９）
前記医療デバイスは単一の用途を有する、３７）記載の溶媒中水型エマルジョン。
４０）
前記エマルジョンは前記基材上に適用している間に攪拌又は混合されていない、３４）記載の溶媒中水型エマルジョン。
４１）
前記テトラフルオロエチレンコポリマー及び前記物質は前記基材上に均一に分布している、３４）記載の溶媒中水型エマルジョン。
４２）
前記水混和性有機溶媒は、アルコール、エステル、ケトン、グリコール、アルデヒド及び極性非プロトン性溶媒からなる群より選ばれる、２５）記載の溶媒中水型エマルジョン。
４３）
前記水混和性有機溶媒はＦＤＡクラスＩＩＩ溶媒からなる群より選ばれる、２５）記載の溶媒中水型エマルジョン。
４４）
前記エマルジョンは撹拌又は混合なしに少なくとも５分間、２５℃で動力学的に安定である、２５）記載の溶媒中水型エマルジョン。
４５）
前記エマルジョンは撹拌又は混合なしに少なくとも４か月間、２５℃で動力学的に安定である、２５）記載の溶媒中水型エマルジョン。
４６）
水混和性有機溶媒中に溶解したテトラフルオロエチレンコポリマー、
水相、及び、
水溶性物質及び疎水性物質のいずれか１つを含む物質を含み、動力学的に安定である、溶媒中水型エマルジョン。
４７）
前記物質は親水性錯化剤及び疎水性治療剤を含む包接錯体である、４６）記載の溶媒中水型エマルジョン。
４８）
前記包接錯体はシクロデキストリン分子及び疎水性治療剤を含む、４７）記載の溶媒中水型エマルジョン。
４９）
前記テトラフルオロエチレンコポリマーは、アセテート、アルコール、アミン及びアミドからなる群より選ばれる官能基を含む、４６）記載の溶媒中水型エマルジョン。
５０）
前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−酢酸ビニル）（ＴＦＥ−ＶＡｃ）である、４６）記載の溶媒中水型エマルジョン。
５１）
前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール）（ＴＦＥ−ＶＯＨ）である、４６）記載の溶媒中水型エマルジョン。
５２）
前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール−コ−ビニル[アミノブチルアルデヒドアセタール]）（ＴＦＥ−ＶＯＨ−ＡｃＡｍ）である、４６）記載の溶媒中水型エマルジョン。
５３）
前記物質は治療剤である、４６）記載の溶媒中水型エマルジョン。
５４）
前記治療剤は造影剤、タンパク質及びペプチド、抗凝固剤、血管細胞成長阻害剤、鎮痛薬、抗生物質、抗炎症剤、哺乳類細胞、真核生物、原核生物、体細胞、生殖細胞、赤血球、血小板、ウイルス、プリオン、ＤＮＡ、ＲＮＡベクター、細胞画分、ミトコンドリア、抗新生物剤、抗増殖剤、抗有糸分裂剤、麻酔剤、プロスタグランジン阻害剤、血小板阻害剤、細胞毒性剤、パクリタキセル、シロリムス、静細胞薬、細胞増殖影響因子、血管拡張剤、シロスタゾール、カルベジロール、抗生物質及びそれらの組み合わせからなる群より選ばれる、５３）記載の溶媒中水型エマルジョン。
５５）
前記エマルジョンは基材上に適用されている、４６）記載の溶媒中水型エマルジョン。
５６）
前記エマルジョンは、噴霧ノズル、浸漬浴、針、カテーテル、マイクロカテーテル又はオーガ形部材の１つを含む単一のアプリケータを用いて前記基材上に適用される、５５）記載の溶媒中水型エマルジョン。
５７）
前記基材は医療デバイス、器官及び組織ならびにそれらの組み合わせからなる群より選ばれる、５５）記載の溶媒中水型エマルジョン。
５８）
前記基材は医療デバイスである、５７）記載の溶媒中水型エマルジョン。
５９）
前記医療デバイスは移植片、ステント、ステント移植片、血管パッチ、軟部組織パッチ、心臓弁、縫合糸、医療用バルーン、フィルター、カテーテル及び移植可能なリードからなる群より選ばれる、５８）記載の溶媒中水型エマルジョン。
６０）
前記医療デバイスは単一の用途を有する、５８）記載の溶媒中水型エマルジョン。
６１）
前記エマルジョンは前記基材上に適用している間に攪拌又は混合されていない、５５）記載の溶媒中水型エマルジョン。
６２）
前記テトラフルオロエチレンコポリマー及び前記物質は前記基材上に均一に分布している、４６）記載の溶媒中水型エマルジョン。
６３）
前記水混和性有機溶媒は、アルコール、エステル、ケトン、グリコール、アルデヒド及び極性非プロトン性溶媒からなる群より選ばれる、４６）記載の溶媒中水型エマルジョン。
６４）
前記水混和性有機溶媒はＦＤＡクラスＩＩＩ溶媒からなる群より選ばれる、４６）記載の溶媒中水型エマルジョン。
６５）
前記エマルジョンは撹拌又は混合なしに少なくとも５分間、２５℃で動力学的に安定である、４６）記載の溶媒中水型エマルジョン。
６６）
前記エマルジョンは撹拌又は混合なしに少なくとも４か月間、２５℃で動力学的に安定である、４６）記載の溶媒中水型エマルジョン。
６７）
下記の成分：テトラフルオロエチレンコポリマー、
水混和性有機溶媒を含む溶媒相、
水溶性物質及び疎水性物質のいずれか１つを含む物質、及び、
水相を含み、前記成分は一緒に混合されたときに、動力学的に安定であるエマルジョンを形成する、基材のためのコーティング。
６８）
前記物質は疎水性物質及び親水性錯化剤を含む包接錯体である、６７）記載のコーティング。
６９）
前記テトラフルオロエチレンコポリマーは、アセテート、アルコール、アミン及びアミドからなる群より選ばれる官能基を含む、６７）記載のコーティング。
７０）
前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−酢酸ビニル）（ＴＦＥ−ＶＡｃ）である、６７）記載のコーティング。
７１）
前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−ビニルアルコール）（ＴＦＥ−コ−ＶＯＨ）である、６７）記載のコーティング。
７２）
前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール−コ−ビニル[アミノブチルアルデヒドアセタール]）（ＴＦＥ−ＶＯＨ−ＡｃＡｍ）である、６７）記載のコーティング。
７３）
前記物質は治療剤である、６７）記載のコーティング。
７４）
前記治療剤は造影剤、タンパク質及びペプチド、抗凝固剤、血管細胞成長阻害剤、鎮痛薬、抗生物質、抗炎症剤、哺乳類細胞、真核生物、原核生物、体細胞、生殖細胞、赤血球、血小板、ウイルス、プリオン、ＤＮＡ、ＲＮＡベクター、細胞画分、ミトコンドリア、抗新生物剤、抗増殖剤、抗有糸分裂剤、麻酔剤、プロスタグランジン阻害剤、血小板阻害剤、細胞毒性剤、パクリタキセル、シロリムス、静細胞薬、細胞増殖影響因子、血管拡張剤、シロスタゾール、カルベジロール、抗生物質及びそれらの組み合わせからなる群より選ばれる、７３）記載のコーティング。
７５）
前記エマルジョンは医療デバイス上に適用されうる、６７）記載のコーティング。
７６）
前記エマルジョンは噴霧ノズル、浸漬浴、ピペット、ディスペンサー、針、カテーテル、マイクロカテーテル、シリンジ又はオーガ形部材からなる群より選ばれる単一のアプリケータを用いて前記医療デバイス上に適用される、７５）記載のコーティング。
７７）
前記エマルジョンは前記医療用デバイス上に適用している間に攪拌又は混合されていない、７５）記載のコーティング。
７８）
前記テトラフルオロエチレンコポリマー及び前記物質は前記医療デバイス上に均一に分布している、７５）記載のコーティング。
７９）
前記医療デバイスは移植片、ステント、ステント移植片、血管パッチ、軟部組織パッチ、心臓弁、縫合糸、医療用バルーン、フィルター、カテーテル及び移植可能なリードからなる群より選ばれる、７５）記載のコーティング。
８０）
前記医療デバイスは単一の用途を有する、７５）記載のコーティング。
８１）
前記水混和性有機溶媒は、アルコール、エステル、ケトン、グリコール、アルデヒド及び極性非プロトン性溶媒からなる群より選ばれる、６７）記載のコーティング。
８２）
前記水混和性有機溶媒はＦＤＡクラスＩＩＩ溶媒からなる群より選ばれる、６７）記載の溶媒中水型エマルジョン。
８３）
前記溶媒及び水を除去する工程は、抽出、浸出、空気乾燥、凍結乾燥及びフラッシュ乾燥のうちの１つを含む、５）記載の方法。
８４）
水溶性物質と混合されたテトラフルオロエチレンコポリマーを含むコーティングであって、前記コーティングは水溶性物質を含まないテトラフルオロエチレンコポリマーのコーティングと比較して、テトラフルオロエチレンコポリマーの質量基準で過剰熱容量が少なくとも５０％低減されている、コーティング。
８５）
前記コーティングは水溶性物質を含まないテトラフルオロエチレンコポリマーのコーティングと比較して、テトラフルオロエチレンコポリマーの質量基準で過剰熱容量が少なくとも８０％低減されている、８４）記載のコーティング。
８６）
前記テトラフルオロエチレンコポリマーは、アセテート、アルコール、アミン及びアミドからなる群より選ばれる官能基を含む、８４）記載のコーティング。
８７）
前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−酢酸ビニル）（ＴＦＥ−ＶＡｃ）である、８４）記載のコーティング。
８８）
前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール）（ＴＦＥ−ＶＯＨ）である、８４）記載のコーティング。
８９）
前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール−コ−ビニル[アミノブチルアルデヒドアセタール]）（ＴＦＥ−ＶＯＨ−ＡｃＡｍ）である、８４）記載のコーティング。
９０）
前記水溶性物質は治療剤である、８４）記載のコーティング。
９１）
前記治療剤は造影剤、タンパク質及びペプチド、抗凝固剤、血管細胞成長阻害剤、鎮痛薬、抗生物質、抗炎症剤、哺乳類細胞、真核生物、原核生物、体細胞、生殖細胞、赤血球、血小板、ウイルス、プリオン、ＤＮＡ、ＲＮＡベクター、細胞画分、ミトコンドリア、抗新生物剤、抗増殖剤、抗有糸分裂剤、麻酔剤、プロスタグランジン阻害剤、血小板阻害剤、細胞毒性剤、パクリタキセル、シロリムス、静細胞薬、細胞増殖影響因子、血管拡張剤、シロスタゾール、カルベジロール、抗生物質及びそれらの組み合わせからなる群より選ばれる、９０）記載のコーティング。
９２）
水溶性物質と混合されたテトラフルオロエチレンコポリマーを含むコーティングであって、該コーティングは、変調示差走査熱量測定により測定して、相混合されている、コーティング。
９３）
前記コーティングは水溶性物質を含まないテトラフルオロエチレンコポリマーのコーティングと比較して、テトラフルオロエチレンコポリマーの質量基準で過剰熱容量が少なくとも５０％低減している、９２）記載のコーティング。
９４）
前記テトラフルオロエチレンコポリマーは、アセテート、アルコール、アミン及びアミドからなる群より選ばれる官能基を含む、９２）記載のコーティング。
９５）
前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−酢酸ビニル）（ＴＦＥ−ＶＡｃ）である、９２）記載のコーティング。
９６）
前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール）（ＴＦＥ−ＶＯＨ）である、９２）記載のコーティング。
９７）
前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール−コ−ビニル[アミノブチルアルデヒドアセタール]）（ＴＦＥ−ＶＯＨ−ＡｃＡｍ）である、９２）記載のコーティング。
９８）
前記水溶性物質は治療剤である、９２）記載のコーティング。
９９）
前記治療剤は造影剤、タンパク質及びペプチド、抗凝固剤、血管細胞成長阻害剤、鎮痛薬、抗生物質、抗炎症剤、哺乳類細胞、真核生物、原核生物、体細胞、生殖細胞、赤血球、血小板、ウイルス、プリオン、ＤＮＡ、ＲＮＡベクター、細胞画分、ミトコンドリア、抗新生物剤、抗増殖剤、抗有糸分裂剤、麻酔剤、プロスタグランジン阻害剤、血小板阻害剤、細胞毒性剤、パクリタキセル、シロリムス、静細胞薬、細胞増殖影響因子、血管拡張剤、シロスタゾール、カルベジロール、抗生物質及びそれらの組み合わせからなる群より選ばれる、９８）記載のコーティング。
１００）
前記コーティングは水溶性物質を含まないテトラフルオロエチレンコポリマーのコーティングと比較して、テトラフルオロエチレンコポリマーの質量基準で過剰熱容量が少なくとも５０％低減している、９８）記載のコーティング。
１０１）
前記コーティングは水溶性物質を含まないテトラフルオロエチレンコポリマーのコーティングと比較して、テトラフルオロエチレンコポリマーの質量基準で過剰熱容量が少なくとも８０％低減している、９７）記載のコーティング。
１０２）
前記コーティングは変調示差走査熱量測定により測定して、相混合されている、９７）記載のコーティング。
１０３）
前記コーティングは、第一の加熱試験においてテトラフルオロエチレンコポリマーの質量基準で可逆的発熱を本質的に示さず、また、非可逆的発熱を本質的に示さない、９７）記載のコーティング。
１０４）
水混和性有機溶媒中に溶解したテトラフルオロエチレンコポリマー、及び、
水中に溶解した水溶性物質を含む、溶媒中水型エマルジョンであって、
水混和性有機溶媒及び水の蒸発時に、得られたボーラスは水溶性物質を含まないテトラフルオロエチレンコポリマーのコーティングと比較して、過剰熱容量が少なくとも５０％低減している、溶媒中水型エマルジョン。
１０５）
前記ボーラスは水溶性物質を含まないテトラフルオロエチレンコポリマーのボーラスと比較して、テトラフルオロエチレンコポリマーの質量基準で過剰熱容量が少なくとも８０％低減している、１０４）記載の溶媒中水型エマルジョン。
１０６）
前記テトラフルオロエチレンコポリマーは、アセテート、アルコール、アミン及びアミドからなる群より選ばれる官能基を含む、１０４）記載の溶媒中水型エマルジョン。
１０７）
前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−酢酸ビニル）（ＴＦＥ−ＶＡｃ）である、１０４）記載の溶媒中水型エマルジョン。
１０８）
前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール）（ＴＦＥ−ＶＯＨ）である、１０４）記載の溶媒中水型エマルジョン。
１０９）
前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール−コ−ビニル[アミノブチルアルデヒドアセタール]）（ＴＦＥ−ＶＯＨ−ＡｃＡｍ）である、１０４）記載の溶媒中水型エマルジョン。
１１０）
前記水溶性物質は治療剤である、１０４）記載の溶媒中水型エマルジョン。
１１１）
前記治療剤は造影剤、タンパク質及びペプチド、抗凝固剤、血管細胞成長阻害剤、鎮痛薬、抗生物質、抗炎症剤、哺乳類細胞、真核生物、原核生物、体細胞、生殖細胞、赤血球、血小板、ウイルス、プリオン、ＤＮＡ、ＲＮＡベクター、細胞画分、ミトコンドリア、抗新生物剤、抗増殖剤、抗有糸分裂剤、麻酔剤、プロスタグランジン阻害剤、血小板阻害剤、細胞毒性剤、パクリタキセル、シロリムス、静細胞薬、細胞増殖影響因子、血管拡張剤、シロスタゾール、カルベジロール、抗生物質及びそれらの組み合わせからなる群より選ばれる、１１０）記載の溶媒中水型エマルジョン。
１１２）
水混和性有機溶媒中に溶解したテトラフルオロエチレンコポリマー、及び、
水中に溶解した水溶性物質を含む、溶媒中水型エマルジョンであって、
水混和性有機溶媒及び水の蒸発時に、得られたボーラスは変調示差走査熱量測定により測定して、相混合されている、溶媒中水型エマルジョン。
１１３）
前記ボーラスは水溶性物質を含まないテトラフルオロエチレンコポリマーのボーラスと比較して、テトラフルオロエチレンコポリマーの質量基準で過剰熱容量が少なくとも５０％低減している、１１２）記載の溶媒中水型エマルジョン。
１１４）
前記テトラフルオロエチレンコポリマーは、アセテート、アルコール、アミン及びアミドからなる群より選ばれる官能基を含む、１１２）記載の溶媒中水型エマルジョン。
１１５）
前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−酢酸ビニル）（ＴＦＥ−ＶＡｃ）である、１１２）記載の溶媒中水型エマルジョン。
１１６）
前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール）（ＴＦＥ−ＶＯＨ）である、１１２）記載の溶媒中水型エマルジョン。
１１７）
前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール−コ−ビニル[アミノブチルアルデヒドアセタール]）（ＴＦＥ−ＶＯＨ−ＡｃＡｍ）である、１１２）記載の溶媒中水型エマルジョン。
１１８）
前記水溶性物質は治療剤である、１１２）記載の溶媒中水型エマルジョン。
１１９）
前記治療剤は造影剤、タンパク質及びペプチド、抗凝固剤、血管細胞成長阻害剤、鎮痛薬、抗生物質、抗炎症剤、哺乳類細胞、真核生物、原核生物、体細胞、生殖細胞、赤血球、血小板、ウイルス、プリオン、ＤＮＡ、ＲＮＡベクター、細胞画分、ミトコンドリア、抗新生物剤、抗増殖剤、抗有糸分裂剤、麻酔剤、プロスタグランジン阻害剤、血小板阻害剤、細胞毒性剤、パクリタキセル、シロリムス、静細胞薬、細胞増殖影響因子、血管拡張剤、シロスタゾール、カルベジロール、抗生物質及びそれらの組み合わせからなる群より選ばれる、１１８）記載の溶媒中水型エマルジョン。
１２０）
水混和性有機溶媒及び水の蒸発時に、得られたボーラスは、変調示差走査熱量測定により測定して、第一の加熱試験において、テトラフルオロエチレンコポリマーの質量基準で可逆的発熱を本質的に示さず、また、テトラフルオロエチレンコポリマーの質量基準で非可逆的発熱を本質的に示さない、１１２）記載のコーティング。

Claims (20)

  1. 水混和性有機溶媒中に溶解したテトラフルオロエチレンコポリマー、
    及び、
    水中に溶解した治療剤であって、水溶性物質及び疎水性物質のいずれか１つを含む治療剤からなる、動力学的に安定である、溶媒中水型エマルジョン。
  2. 前記治療剤は親水性錯化剤及び疎水性治療剤を含む包接錯体である、請求項１記載の溶媒中水型エマルジョン。
  3. 前記包接錯体はシクロデキストリン分子及び疎水性治療剤を含む、請求項２記載の溶媒中水型エマルジョン。
  4. 前記テトラフルオロエチレンコポリマーは、アセテート、アルコール、アミン及びアミドからなる群より選ばれる官能基を含む、請求項１記載の溶媒中水型エマルジョン。
  5. 前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−酢酸ビニル）（ＴＦＥ−ＶＡｃ）である、請求項１記載の溶媒中水型エマルジョン。
  6. 前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール）（ＴＦＥ−ＶＯＨ）である、請求項１記載の溶媒中水型エマルジョン。
  7. 前記テトラフルオロエチレンコポリマーはポリ（テトラフルオロエチレン−コ−ビニルアルコール−コ−ビニル[アミノブチルアルデヒドアセタール]）（ＴＦＥ−ＶＯＨ−ＡｃＡｍ）である、請求項１記載の溶媒中水型エマルジョン。
  8. 前記治療剤は造影剤、タンパク質及びペプチド、抗凝固剤、血管細胞成長阻害剤、鎮痛薬、抗生物質、抗炎症剤、哺乳類細胞、真核生物、原核生物、体細胞、生殖細胞、赤血球、血小板、ウイルス、プリオン、ＤＮＡ、ＲＮＡベクター、細胞画分、ミトコンドリア、抗新生物剤、抗増殖剤、抗有糸分裂剤、麻酔剤、プロスタグランジン阻害剤、血小板阻害剤、細胞毒性剤、パクリタキセル、シロリムス、静細胞薬、細胞増殖影響因子、血管拡張剤、シロスタゾール、カルベジロール、抗生物質及びそれらの組み合わせからなる群より選ばれる、請求項１記載の溶媒中水型エマルジョン。
  9. 前記エマルジョンは基材上に適用されている、請求項１記載の溶媒中水型エマルジョン。
  10. 前記エマルジョンは、噴霧ノズル、浸漬浴、針、カテーテル、マイクロカテーテル又はオーガ形部材の１つを含む単一のアプリケータを用いて前記基材上に適用される、請求項９記載の溶媒中水型エマルジョン。
  11. 前記基材は医療デバイス、器官及び組織ならびにそれらの組み合わせからなる群より選ばれる、請求項９記載の溶媒中水型エマルジョン。
  12. 前記基材は医療デバイスである、請求項１１記載の溶媒中水型エマルジョン。
  13. 前記医療デバイスは移植片、ステント、ステント移植片、血管パッチ、軟部組織パッチ、心臓弁、縫合糸、医療用バルーン、フィルター、カテーテル及び移植可能なリードからなる群より選ばれる、請求項１２記載の溶媒中水型エマルジョン。
  14. 前記医療デバイスは単一の用途を有する、請求項１２記載の溶媒中水型エマルジョン。
  15. 前記エマルジョンは前記基材上に適用している間に攪拌又は混合されていない、請求項９記載の溶媒中水型エマルジョン。
  16. 前記テトラフルオロエチレンコポリマー及び前記治療剤は前記基材上に均一に分布している、請求項１記載の溶媒中水型エマルジョン。
  17. 前記水混和性有機溶媒は、アルコール、エステル、ケトン、グリコール、アルデヒド及び極性非プロトン性溶媒からなる群より選ばれる、請求項１記載の溶媒中水型エマルジョン。
  18. 前記水混和性有機溶媒はＦＤＡクラスＩＩＩ溶媒からなる群より選ばれる、請求項１記載の溶媒中水型エマルジョン。
  19. 前記エマルジョンは撹拌又は混合なしに少なくとも５分間、２５℃で動力学的に安定である、請求項１記載の溶媒中水型エマルジョン。
  20. 前記エマルジョンは撹拌又は混合なしに少なくとも４か月間、２５℃で動力学的に安定である、請求項１記載の溶媒中水型エマルジョン。
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2019189634A (ja) * 2012-09-13 2019-10-31 ダブリュ．エル．ゴア アンド アソシエイツ，インコーポレイティドＷ．Ｌ． Ｇｏｒｅ ＆ Ａｓｓｏｃｉａｔｅｓ， Ｉｎｃｏｒｐｏｒａｔｅｄ ポリテトラフルオロエチレンコポリマーエマルジョン

Families Citing this family (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10369327B2 (en) * 2010-04-28 2019-08-06 Clph, Llc Catheters with lubricious linings and methods for making and using them
CN107250179B (zh) * 2015-02-20 2021-01-05 大金工业株式会社 亲水化剂、包含亲水化剂的组合物和高分子多孔质膜
CN107614565B (zh) * 2015-04-21 2021-04-09 Ran生物技术公司 氟化表面活性剂
JP7110360B2 (ja) 2017-10-09 2022-08-01 テルモ ビーシーティー バイオテクノロジーズ，エルエルシー 凍結乾燥方法
JP7495426B2 (ja) 2019-03-14 2024-06-04 テルモ ビーシーティー バイオテクノロジーズ，エルエルシー 凍結乾燥容器用充填治具、システム及び使用方法
CN114728096A (zh) * 2019-11-13 2022-07-08 W.L.戈尔及同仁股份有限公司 包含具有四氟乙烯和乙烯基部分的共聚物的液体组合物和多孔硬化材料
AU2021209689B2 (en) * 2020-01-24 2024-09-26 W. L. Gore & Associates, Inc. Sustained-release matrices for adventitial or periadventitial neural ablation and uses thereof
CN112986216B (zh) * 2021-05-06 2021-07-30 江西省药品检验检测研究院 表面增强拉曼光谱检测护肤中药产品典型化学成分的方法
WO2023201067A2 (en) 2022-04-14 2023-10-19 W. L. Gore & Associates, Inc. Chemical entities

Family Cites Families (34)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4243775A (en) 1978-11-13 1981-01-06 American Cyanamid Company Synthetic polyester surgical articles
US4300565A (en) 1977-05-23 1981-11-17 American Cyanamid Company Synthetic polyester surgical articles
SE8200751L (sv) 1982-02-09 1983-08-10 Olle Larm Forfarande for kovalent koppling for framstellning av konjugat och hervid erhallna produkter
JPH02502832A (ja) 1987-11-20 1990-09-06 アライド‐シグナル・インコーポレーテッド フッ素化共重合体、そのフィルム及び該共重合体の製造法
US4950483A (en) 1988-06-30 1990-08-21 Collagen Corporation Collagen wound healing matrices and process for their production
US5080665A (en) 1990-07-06 1992-01-14 American Cyanamid Company Deformable, absorbable surgical device
US5188890A (en) * 1991-03-15 1993-02-23 Japan Gore-Tex, Inc. Metallized porous flourinated resin and process therefor
JPH05261256A (ja) * 1992-03-19 1993-10-12 Japan Gore Tex Inc 含フッ素共重合体膜及び分離膜
US5559621A (en) 1993-07-22 1996-09-24 Toppan Printing Co., Ltd. Liquid crystal having a plurality of rectilinear barrier members
GB2282328B (en) 1993-09-29 1997-10-08 Johnson & Johnson Medical Absorbable structures for ligament and tendon repair
US5413863A (en) * 1993-11-04 1995-05-09 E. I. Du Pont De Nemours And Company Recording medium with inproved adhesion to glass
US5502092A (en) 1994-02-18 1996-03-26 Minnesota Mining And Manufacturing Company Biocompatible porous matrix of bioabsorbable material
EP0823146B1 (en) 1996-02-23 2001-10-24 Koninklijke Philips Electronics N.V. Reduced complexity signal converter
US20040024448A1 (en) * 2002-08-05 2004-02-05 Chang James W. Thermoplastic fluoropolymer-coated medical devices
US20040063805A1 (en) 2002-09-19 2004-04-01 Pacetti Stephen D. Coatings for implantable medical devices and methods for fabrication thereof
US9114198B2 (en) 2003-11-19 2015-08-25 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Biologically beneficial coatings for implantable devices containing fluorinated polymers and methods for fabricating the same
FR2877846B1 (fr) 2004-11-15 2008-12-05 Univ Lille Sciences Tech Biomateriaux porteurs de cyclodextrines aux proprietes d'absorption ameliorees et de liberation progressive et retardee de molecules therapeutiques
US7655584B2 (en) 2005-07-29 2010-02-02 Gore Enterprise Holdings, Inc. Highly porous self-cohered web materials
US20090053391A1 (en) 2005-12-06 2009-02-26 Ludwig Florian N Method Of Coating A Drug-Releasing Layer Onto A Substrate
JP4447550B2 (ja) * 2005-12-12 2010-04-07 株式会社トクヤマ 適合試験用分離材
US8062282B2 (en) * 2006-02-13 2011-11-22 Fossa Medical, Inc. Methods and apparatus for temporarily occluding body openings
KR100916750B1 (ko) * 2007-10-12 2009-09-14 (주) 태웅메디칼 약물 방출 스텐트용 코팅제와 약물 방출 스텐트용 코팅제의제조방법
US8637144B2 (en) 2007-10-04 2014-01-28 W. L. Gore & Associates, Inc. Expandable TFE copolymers, method of making, and porous, expended articles thereof
JP2011504520A (ja) 2007-10-26 2011-02-10 ビーエーエスエフ ソシエタス・ヨーロピア 機密保護要素
EP2249893A2 (en) 2008-02-01 2010-11-17 Boston Scientific Scimed, Inc. Drug-coated medical devices for differential drug release
WO2009101263A2 (en) 2008-02-15 2009-08-20 Novobion Oy Soluble complexes of curcumin
CN101353502B (zh) * 2008-09-11 2010-08-04 哈尔滨工程大学 用于医疗器械表面的聚四氟乙烯涂层材料及其涂装方法
US8048442B1 (en) 2008-09-16 2011-11-01 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Modified heparin-based coatings and related drug eluting stents
US8996134B2 (en) * 2008-11-07 2015-03-31 W. L. Gore & Associates, Inc. Implantable lead
CN101474160A (zh) * 2009-01-08 2009-07-08 上海交通大学 油包油-油包油-油包水制备微球的方法
RU2012111217A (ru) 2009-08-26 2013-10-10 Оцука Медикал Дивайсез Ко., Лтд. Медицинское устройство для размещения в просвете и способ его изготовления
US8591932B2 (en) 2009-09-17 2013-11-26 W. L. Gore & Associates, Inc. Heparin entities and methods of use
US20110098797A1 (en) * 2009-10-23 2011-04-28 Cleek Robert L Drug eluting composite
US10092653B2 (en) * 2012-09-13 2018-10-09 W. L. Gore & Associates, Inc. Polytetrafluoroethylene co-polymer emulsions

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2019189634A (ja) * 2012-09-13 2019-10-31 ダブリュ．エル．ゴア アンド アソシエイツ，インコーポレイティドＷ．Ｌ． Ｇｏｒｅ ＆ Ａｓｓｏｃｉａｔｅｓ， Ｉｎｃｏｒｐｏｒａｔｅｄ ポリテトラフルオロエチレンコポリマーエマルジョン

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