JP6954490B1 - 医療デバイスの製造方法 - Google Patents

Abstract

基材と、親水性ポリマーの層とを有する医療デバイスを製造する方法であって、アルカリ溶液中に配置して５０℃〜１００℃の範囲内で前処理を行った基材と、酸性基およびヒドロキシアルキル基を有する親水性ポリマーと、有機酸とを含む溶液を５０℃〜１００℃の範囲内で加熱する工程を含む医療デバイスの製造方法。耐久性に優れた親水性が付与された医療デバイスを簡便に製造する方法を提供する。

Description

本発明は、医療デバイスの製造方法に関する。

従来、種々の分野においてシリコーンゴム、ヒドロゲル（ハイドロゲル）等の樹脂製軟質材料を用いたデバイス、あるいは金属、ガラス等の硬質材料を用いたデバイスが多様な用途に用いられている。

軟質材料を用いたデバイスの用途としては、生体内に導入したり、生体表面を被覆したりする医療デバイスや、細胞培養シート、組織再生用足場材料等のバイオテクノロジー用デバイスや、顔用パック等の美容デバイスが挙げられる。

硬質材料を用いたデバイスの用途としては、パソコン、携帯電話、ディスプレイ等の電化製品、注射薬に使用されるアンプル、毛細管、バイオセンシングチップなどの診断・分析ツールとしての使用が挙げられる。

種々のデバイスを、例えば医療デバイスとして生体内に導入したり、生体表面に貼付したりして用いる場合、表面改質によって、医療デバイスに表面改質前よりも良好な特性、例えば親水性、易滑性、生体適合性、薬効といった特性を与えることができれば、使用者（患者等）にとっては、使用感の向上、不快感の低減、症状の改善などを期待することができる。

医療デバイスの基材の表面を改質させる方法に関しては、アルカリ処理を利用した種々の方法が知られている。

例えば、特許文献１には、基材を、水酸基を有するポリマーが含まれる２．０以上６．０以下のｐＨの溶液中で加熱することによって、基材表面に良好な水濡れ性を付与する方法が開示されている。さらに酸やアルカリによる前処理を行ってもよい旨が開示されている。

また、例えば、特許文献２には、アニオン性親水性基を有する表面上を、アルカリ化合物溶液で処理（塗布）し、その表面上の防曇性を向上させる親水性膜が開示されている。

国際公開第２０１９／０３１４７７号 特開２０１３−１１９５５５号公報

しかしながら、本発明者らが鋭意検討したところ、特許文献１に記載の方法では１００℃未満での基材の表面改質の効果が必ずしも十分ではなかった。

特許文献２に記載されているような、アニオン性親水基を有する基材表面を作製後、アルカリ性化合物で処理することにより親水性膜を形成させる方法においては、アニオン性親水基を有する表面を作製するために基材に４種類以上の原料からなるコーティング溶液を塗布後、温風乾燥機で乾燥し、無電極放電ランプを通過させた後、流水洗浄を行い、乾燥させる工程が必要であり、工程数の多さから製造コストの増大を招くおそれがあった。また、適用される基材は表面にアニオン性基を有する基材に限定されていた。さらに、親水性は向上するものの易滑性を向上させるものではなく、易滑性が求められる生体表面に使用する医療用材料として使用するには好ましくなかった。

本発明は、上記の従来技術が有する課題に鑑みてなされたものである。すなわち、本発明は、少ない種類の材料を用いて、加圧を要しない簡便な方法で、耐久性に優れた親水性ポリマー層を基材表面に付与する製造方法を提供することを目的とする。

上記の目的を達成するために、本発明は次の構成を有する。

基材と、親水性ポリマーの層とを有する医療デバイスを製造する方法であって、基材をアルカリ溶液中に配置して温度５０℃〜１００℃の範囲内で加熱する前処理を行った基材を、酸性基およびヒドロキシアルキル基を有する親水性ポリマーと、有機酸とを含む溶液中に配置して温度５０℃〜１００℃の範囲内で加熱する工程を含む医療デバイスの製造方法である。

本発明によれば、少ない種類の材料を用いて、加圧を要しない簡便な方法で、耐久性に優れた親水性ポリマー層を医療デバイス表面に付与することができる。

本発明は、基材と、親水性ポリマーの層とを有する医療デバイスを製造する方法に関する。

本発明において、医療デバイスの形状としては、レンズ形状、チューブ状、シート状、フィルム状、収納容器形状などが挙げられる。

レンズ形状を有する医療デバイスの例として、コンタクトレンズ、眼内レンズ、人工角膜、角膜インレイ、角膜オンレイ、メガネレンズなどの眼用レンズが挙げられる。眼用レンズ、中でもコンタクトレンズは本発明の最も好ましい態様の一つである。

チューブ状をなす医療デバイスの例として、輸液用チューブ、気体輸送用チューブ、排液用チューブ、血液回路、被覆用チューブ、カテーテル、ステント、シース、チューブコネクター、アクセスポート、人工心肺用中空糸などが挙げられる。

シート状またはフィルム状をなす医療デバイスの例として、皮膚用被覆材、創傷被覆材、皮膚用保護材、皮膚用薬剤担体、バイオセンサーチップ、内視鏡用被覆材などが挙げられる。

収納容器形状を有する医療デバイスの例として、薬剤担体、カフ、排液バッグなどが挙げられる。

本発明において、医療デバイスが、眼用レンズ、皮膚用被覆材、創傷被覆材、皮膚用保護材、皮膚用薬剤担体、輸液用チューブ、気体輸送用チューブ、排液用チューブ、血液回路、被覆用チューブ、カテーテル、ステント、シース、バイオセンサーチップ、人工心肺または内視鏡用被覆材であることが好ましい。医療デバイスは、眼用レンズであることがより好ましい。先に述べたとおり、眼用レンズがコンタクトレンズであることは本発明の最も好ましい態様の一つである。コンタクトレンズには、視力矯正目的、美容目的のいずれのコンタクトレンズも含まれる。

本発明において、医療デバイスの基材としては、含水性の基材および非含水性の基材のいずれも使用することができる。含水性の基材の材料としては、ヒドロゲルおよびシリコーンヒドロゲル等を挙げることができる。シリコーンヒドロゲルは、優れた装用感を与える柔軟性と高い酸素透過性を有するために特に好ましい。非含水性の基材の材料としては、低含水性軟質材料および低含水性硬質材料等を挙げることができる。すなわち、本発明の医療デバイスの製造方法において、前記基材が、ヒドロゲル、シリコーンヒドロゲル、低含水性軟質材料、および低含水性硬質材料からなる群から選択される１種類以上の材料を含むことが好ましい。

本発明は、含水性の基材の材料に関しては、シリコーンを含まない一般のヒドロゲルにも、シリコーンを含むヒドロゲル（以下、シリコーンヒドロゲルと呼ぶ）にも適用可能である。表面物性を大きく向上させることができることからシリコーンヒドロゲルに特に好適に用いることができる。

以下、材料を表すのにＵｎｉｔｅｄ Ｓｔａｔｅｓ Ａｄｏｐｔｅｄ Ｎａｍｅｓ（ＵＳＡＮ）を用いる場合がある。ＵＳＡＮにおいては末尾にＡ、Ｂ、Ｃ等の記号を添えて材料の変種を表す場合があるが、本明細書では末尾の記号を付与しない場合にはすべての変種を表すものとする。例えば単に「ｏｃｕｆｉｌｃｏｎ」と表記した場合は、「ｏｃｕｆｉｌｃｏｎＡ」、「ｏｃｕｆｉｌｃｏｎＢ」、「ｏｃｕｆｉｌｃｏｎＣ」、「ｏｃｕｆｉｌｃｏｎＤ」、「ｏｃｕｆｉｌｃｏｎＥ」、「ｏｃｕｆｉｌｃｏｎＦ」等のｏｃｕｆｉｌｃｏｎのすべての変種を表す。

本発明の医療デバイスの製造方法において、ヒドロゲルが、ｔｅｆｉｌｃｏｎ、ｔｅｔｒａｆｉｌｃｏｎ、ｈｅｌｆｉｌｃｏｎ、ｍａｆｉｌｃｏｎ、ｐｏｌｙｍａｃｏｎ、ｈｉｏｘｉｆｉｌｃｏｎ、ａｌｆａｆｉｌｃｏｎ、ｏｍａｆｉｌｃｏｎ、ｈｉｏｘｉｆｉｌｃｏｎ、ｎｅｌｆｉｌｃｏｎ、ｎｅｓｏｆｉｌｃｏｎ、ｈｉｌａｆｉｌｃｏｎ、ａｃｏｆｉｌｃｏｎ、ｄｅｌｔａｆｉｌｃｏｎ、ｅｔａｆｉｌｃｏｎ、ｆｏｃｏｆｉｌｃｏｎ、ｏｃｕｆｉｌｃｏｎ、ｐｈｅｍｆｉｌｃｏｎ、ｍｅｔｈａｆｉｌｃｏｎ、およびｖｉｌｆｉｌｃｏｎからなる群から選ばれるヒドロゲルであることが好ましい。

例えば、ヒドロゲルがコンタクトレンズの場合、米国食品医薬品局（ＦＤＡ）が定めるコンタクトレンズの分類Ｇｒｏｕｐ１〜Ｇｒｏｕｐ４に分類される。中でも、良好な水濡れ性および防汚性を示すことから、Ｇｒｏｕｐ２およびＧｒｏｕｐ４がより好ましく、Ｇｒｏｕｐ４が特に好ましい。

Ｇｒｏｕｐ１は、含水率５０質量％未満かつ非イオン性のヒドロゲルレンズを示す。具体的には、ｔｅｆｉｌｃｏｎ、ｔｅｔｒａｆｉｌｃｏｎ、ｈｅｌｆｉｌｃｏｎ、ｍａｆｉｌｃｏｎ、ｐｏｌｙｍａｃｏｎおよびｈｉｏｘｉｆｉｌｃｏｎなどが挙げられる。

Ｇｒｏｕｐ２は、含水率が５０質量％以上かつ非イオン性のヒドロゲルレンズを示す。具体的には、ａｌｆａｆｉｌｃｏｎ、ｏｍａｆｉｌｃｏｎ、ｈｉｏｘｉｆｉｌｃｏｎ、ｎｅｌｆｉｌｃｏｎ、ｎｅｓｏｆｉｌｃｏｎ、ｈｉｌａｆｉｌｃｏｎおよびａｃｏｆｉｌｃｏｎなどが挙げられる。良好な水濡れ性および防汚性を示すことから、ｏｍａｆｉｌｃｏｎ、ｈｉｏｘｉｆｉｌｃｏｎ、ｎｅｌｆｉｌｃｏｎ、ｎｅｓｏｆｉｌｃｏｎがより好ましく、ｏｍａｆｉｌｃｏｎ、ｈｉｏｘｉｆｉｌｃｏｎがさらに好ましく、ｏｍａｆｉｌｃｏｎが特に好ましい。

Ｇｒｏｕｐ３は、含水率５０質量％未満かつイオン性のヒドロゲルレンズを示す。具体的には、ｄｅｌｔａｆｉｌｃｏｎなどが挙げられる。

Ｇｒｏｕｐ４は、含水率が５０質量％以上かつイオン性のヒドロゲルレンズを示す。具体的には、ｅｔａｆｉｌｃｏｎ、ｆｏｃｏｆｉｌｃｏｎ、ｏｃｕｆｉｌｃｏｎ、ｐｈｅｍｆｉｌｃｏｎ、ｍｅｔｈａｆｉｌｃｏｎ、およびｖｉｌｆｉｌｃｏｎなどが挙げられる。良好な水濡れ性および防汚性を示すことから、ｅｔａｆｉｌｃｏｎ、ｆｏｃｏｆｉｌｃｏｎ、ｏｃｕｆｉｌｃｏｎ、ｐｈｅｍｆｉｌｃｏｎがより好ましく、ｅｔａｆｉｌｃｏｎ、ｏｃｕｆｉｌｃｏｎがさらに好ましく、ｅｔａｆｉｌｃｏｎが特に好ましい。

また、シリコーンヒドロゲルの具体例としては、例えばシリコーンヒドロゲルがコンタクトレンズの場合、米国食品医薬品局（ＦＤＡ）が定めるコンタクトレンズの分類Ｇｒｏｕｐ５に属する群から選ばれるシリコーンヒドロゲルが好ましい。

シリコーンヒドロゲルとしては、主鎖および／または側鎖にケイ素原子を含有し、かつ、親水性を有するポリマーが好ましく、例えばシロキサン結合を含有するモノマーと親水性モノマーとのコポリマーなどが挙げられる。

具体的には、前記シリコーンヒドロゲルが、ｌｏｔｒａｆｉｌｃｏｎ、ｇａｌｙｆｉｌｃｏｎ、ｎａｒａｆｉｌｃｏｎ、ｓｅｎｏｆｉｌｃｏｎ、ｃｏｍｆｉｌｃｏｎ、ｅｎｆｉｌｃｏｎ、ｂａｌａｆｉｌｃｏｎ、ｅｆｒｏｆｉｌｃｏｎ、ｆａｎｆｉｌｃｏｎ、ｓｏｍｏｆｉｌｃｏｎ、ｓａｍｆｉｌｃｏｎ、ｏｌｉｆｉｌｃｏｎ、ａｓｍｏｆｉｌｃｏｎ、ｆｏｒｍｏｆｉｌｃｏｎ、ｓｔｅｎｆｉｌｃｏｎ、ａｂａｆｉｌｃｏｎ、ｍａｎｇｏｆｉｌｃｏｎ、ｒｉｏｆｉｌｃｏｎ、ｓｉｆｉｌｃｏｎ、ｌａｒａｆｉｌｃｏｎおよびｄｅｌｅｆｉｌｃｏｎからなる群から選ばれるシリコーンヒドロゲルであることが好ましい。中でも、良好な水濡れ性および易滑性を示すことから、ｌｏｔｒａｆｉｌｃｏｎ、ｇａｌｙｆｉｌｃｏｎ、ｎａｒａｆｉｌｃｏｎ、ｓｅｎｏｆｉｌｃｏｎ、ｃｏｍｆｉｌｃｏｎ、ｅｎｆｉｌｃｏｎ、ｓｔｅｎｆｉｌｃｏｎ、ｓｏｍｏｆｉｌｃｏｎ、ｄｅｌｅｆｉｌｃｏｎ、ｂａｌａｆｉｌｃｏｎ、ｓａｍｆｉｌｃｏｎがより好ましく、ｌｏｔｒａｆｉｌｃｏｎ、ｎａｒａｆｉｌｃｏｎ、ｓｅｎｏｆｉｌｃｏｎ、ｃｏｍｆｉｌｃｏｎ、ｅｎｆｉｌｃｏｎがさらに好ましく、ｎａｒａｆｉｌｃｏｎ、ｓｅｎｏｆｉｌｃｏｎ、ｃｏｍｆｉｌｃｏｎが特に好ましい。

低含水性軟質材料および低含水性硬質材料としては、例えば、眼用レンズ等の医療デバイスに用いた場合、角膜への十分な酸素供給が可能な高い酸素透過性を示すことから、ケイ素原子を含む材料であることが好ましい。

低含水性硬質材料の具体例としては、例えば低含水性硬質材料がコンタクトレンズの場合、米国食品医薬品局（ＦＤＡ）が定めるコンタクトレンズの分類に属する群から選ばれる低含水性硬質材料が好ましい。

かかる低含水性硬質材料としては、主鎖および／または側鎖にケイ素原子を含有するポリマーが好ましい。例えばシロキサン結合を含有するポリマーが挙げられる。これら、ケイ素原子を含有するポリマーにおいて、酸素透過性の点からケイ素原子がシロキサン結合によりポリマー中に含有されるものが好ましい。かかるポリマーの具体例としては、トリス（トリメチルシロキシ）シリルプロピルメタクリレート、両末端に二重結合を持ったポリジメチルシロキサン、シリコーン含有（メタ）アクリレートなどを用いたホモポリマー、あるいはこれらのモノマーと他のモノマーとのコポリマーなどが挙げられる。

具体的には、前記低含水性硬質材料が、ｎｅｏｆｏｃｏｎ、ｐａｓｉｆｏｃｏｎ、ｔｅｌｅｆｏｃｏｎ、ｓｉｌａｆｏｃｏｎ、ｐａｆｌｕｆｏｃｏｎ、ｐｅｔｒａｆｏｃｏｎおよびｆｌｕｏｒｏｆｏｃｏｎからなる群から選ばれる材料であることが好ましい。中でも、良好な水濡れ性と防汚性を示すことから、ｎｅｏｆｏｃｏｎ、ｐａｓｉｆｏｃｏｎ、ｔｅｌｅｆｏｃｏｎ、ｓｉｌａｆｏｃｏｎがより好ましく、ｎｅｏｆｏｃｏｎ、ｐａｓｉｆｏｃｏｎ、ｔｅｌｅｆｏｃｏｎがさらに好ましく、ｎｅｏｆｏｃｏｎが特に好ましい。

本発明において、医療デバイスがコンタクトレンズ以外の態様である場合、低含水性硬質材料の好適な例として、ポリエチレン、ポリプロピレン、ポリスルホン、ポリエーテルイミド、ポリスチレン、ポリメチルメタクリレート、ポリアミド、ポリエステル、エポキシ樹脂、ポリウレタン、ポリ塩化ビニル等などが挙げられる。中でも、良好な水濡れ性と防汚性を示すことから、前記低含水性硬質材料が、ポリスルホン、ポリスチレン、ポリメチルメタクリレートまたはポリアミドであることがさらに好ましく、ポリメチルメタクリレートであることが特に好ましい。

低含水性軟質材料の具体例としては、例えば国際公開第２０１３／０２４７９９号に記載されているような含水率が１０質量％以下、弾性率が１００ｋＰａ以上２，０００ｋＰａ以下、引張伸度が５０％以上３，０００％以下の医療デバイスに使用される低含水性軟質材料が挙げられる。ｅｌａｓｔｏｆｉｌｃｏｎもまた好適である。

本発明において、医療デバイスが眼用レンズ以外の態様である場合、低含水性軟質材料の好適な例は、シリコーンエラストマー、軟質ポリウレタン、ポリ酢酸ビニル、エチレン−酢酸ビニル共重合体、軟質ポリエステル樹脂、軟質アクリル樹脂、軟質ポリ塩化ビニル、天然ゴム、各種合成ゴム等である。

本発明によれば、基材が含水性であっても、低含水性であっても、医療デバイスの表面に適度な親水性（水濡れ性）を付与することができる。したがって、基材の含水率としては０〜９９質量％のいずれでもよい。医療デバイス表面に適度な親水性を付与する効果が一段と高いことから、基材の含水率としては０．０００１質量％以上が好ましく、特に好ましくは０．００１質量％以上である。また、基材の含水率は、６０質量％以下が好ましく、５０質量％以下がより好ましく、４０質量％以下がさらに好ましい。

医療デバイスがコンタクトレンズである場合、眼の中でのレンズの動きが確保されやすいことから、基材の含水率としては１５質量％以上が好ましく、さらに好ましくは２０質量％以上である。

本発明の医療デバイスの製造方法は、後述の前処理を行った基材を、酸性基およびヒドロキシアルキル基を有する親水性ポリマーと、有機酸とを含む溶液中に配置して温度５０℃〜１００℃の範囲内で加熱する工程を含む。

本発明において、前処理とは、基材を親水性ポリマーと有機酸とを含む溶液中に配置して加熱する工程の前に行う工程であって、基材を、アルカリ溶液中に配置し、温度５０℃〜１００℃の範囲内で加熱する工程を指す。

ここで、アルカリとは、水中で塩基性を示す化合物である。アルカリとしては、例えば、３級アミンおよびホスフィンなどに代表される有機系アルカリ性化合物；水酸化カリウム、水酸化ナトリウム、水酸化カルシウム、炭酸カルシウム、炭酸水素カリウム、炭酸ナトリウム、炭酸水素ナトリウム、炭酸水素リチウム、亜ジチオン酸ナトリウム（ナトリウムハイドロサルファイト）などに代表される無機系アルカリ性化合物；ナトリウムメトキシド、ｔ−ブトキシカリウムなどの有機金属塩系アルカリ性化合物等が挙げられる。これらの中で、安価で、比較的安全性に高い化合物である点において、無機系アルカリ性化合物が好ましい。具体的には、水酸化カリウム、水酸化ナトリウム、水酸化カルシウム、炭酸カルシウム、炭酸水素カリウムおよび炭酸水素ナトリウムから選ばれた化合物がより好ましく、水酸化カリウム、水酸化ナトリウム、水酸化カルシウムおよび炭酸カルシウムから選ばれた化合物がさらに好ましく、水酸化ナトリウムが最も好ましい。

また、アルカリ溶液の溶剤としては、溶解性の点から極性の高い溶剤が好ましい。例えば、メタノール、エタノール、イソプロピルアルコール、ｎ−プロパノール、ｎ−ブタノール、エチレングリコールモノメチルエーテル、１，２−プロピレングリコールモノメチルエーテルなどのアルコール；アセトニトリル、Ｎ，Ｎ−ジメチルホルムアミドなどの含窒素溶剤；ジメチルスルホキシドなどの含硫黄溶剤；水；およびそれらの混合溶剤などが挙げられる。中でも、溶解性が比較的高いことからアルコール、水、およびこれらの混合溶剤から選ばれた溶剤が好ましく、エタノール、水、およびこれらの混合溶剤から選ばれた溶剤がより好ましい。

溶剤に溶解されるアルカリの濃度は、選択した溶剤により異なるが、０．００１ｍｏｌ／Ｌから３０ｍｏｌ／Ｌであることが好ましい。アルカリの濃度が高過ぎる場合、医療デバイス自体の強度への影響が大きく、濃度が低過ぎる場合、耐久性を有する良好な水濡れ性表面が得られにくい。アルカリの濃度は、０．０１〜２０ｍｏｌ／Ｌがより好ましく、０．０２〜１０ｍｏｌ／Ｌがさらに好ましく、０．０３〜５ｍｏｌ／Ｌが特に好ましい。

また、前処理において、アルカリ溶液のｐＨが高過ぎる場合、医療デバイス自体の強度への影響が大きく、ｐＨが低過ぎる場合、耐久性を有する良好な水濡れ性表面が得られにくいことから、アルカリ溶液のｐＨの範囲としては、８．０〜１４．０の範囲内であることが好ましい。アルカリ溶液のｐＨは、９．０以上が好ましく、９．４以上がさらに好ましく、９．６以上がさらに好ましく、９．８以上が特に好ましい。また、ｐＨは、１３．９以下がより好ましく、１３．７以下がさらに好ましく、１３．５以下がさらに好ましく、１３．３以下がさらに好ましい。

上記溶液のｐＨは、ｐＨメーター（例えばｐＨメーター Ｅｕｔｅｃｈ ｐＨ２７００（Ｅｕｔｅｃｈ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ））を用いて測定することができる。ここで、アルカリ溶液のｐＨは、前記溶剤にアルカリを添加した後、室温（２０〜２５℃）にて３０分間回転子を用い撹拌し、溶液を均一とした後であって、かつ、基材を溶液中に配置して加熱する前に測定したｐＨの値を指す。なお、本発明において、ｐＨの値の小数点以下第２位は四捨五入する。

ここで、本発明の発明者らは、前記のようにアルカリ溶液中で前処理を行った基材を、酸性基およびヒドロキシアルキル基を有する親水性ポリマーと、有機酸とを含む溶液中に配置して温度５０℃〜１００℃の範囲内で加熱するという極めて簡便な方法によって、医療デバイスに優れた水濡れ性や易滑性等を付与しうることを見出した。これらの処理は温度１００℃以下の低温で行うことができるので、加圧を必要としない。

アルカリ溶液中で前処理する際の加熱する方法としては、加温法（熱風）、高圧蒸気滅菌法、電磁波（γ線、赤外光、マイクロ波など）照射、乾熱法、火炎法などが挙げられる。水濡れ性、易滑性、および製造工程短縮の観点から、加温法（熱風）が最も好ましい。装置としては、定温乾燥器または熱風循環式オーブンを用いることが好ましい。

基材をアルカリ溶液中で前処理する際の溶液の加熱温度は、良好な水濡れ性および易滑性を示す医療デバイス表面が得られ、かつ、医療デバイス自体の強度に影響が少ない観点から、５０℃〜１００℃の範囲内であることが好ましい。加熱温度は、５１℃以上がより好ましく、５５℃以上がさらに好ましく、６０℃以上が特に好ましい。また加熱温度は、９９℃以下がより好ましく、９５℃以下がさらに好ましく、９０℃以下が特に好ましい。

本発明者らの検討によれば、アルカリ溶液を用いて基材を前処理する際に５０℃〜１００℃の範囲内で加温をし、かつ、前処理を行った基材を酸性基およびヒドロキシアルキル基を有する親水性ポリマー溶液中で加熱する工程の温度条件を５０℃〜１００℃とした場合に、当該親水性ポリマーを基材の表面に強固に固定することができた。ここで、加熱する工程において加圧は行っていない。

従来技術としては、オートクレーブ中での加圧条件において、基材表面に水酸基を有する親水性ポリマーを固定化する方法が知られている（例えば国際公開２０１７／１４６１０２号を参照）。アルカリ溶液を用いて基材を前処理する際に加温をしなかった場合は、前処理を行った基材を親水性ポリマー溶液中で加熱する工程の温度条件を１００℃以下とした場合、すなわち非加圧条件下で行った場合、親水性ポリマーの基材の表面への固定が弱かった。すなわち十分な耐久性を得られなかった。

すなわち、基材への前処理であるアルカリ処理を５０℃〜１００℃の範囲内の加温条件下で行い、その後に、酸性基およびヒドロキシアルキル基を有する親水性ポリマーの基材への固定化処理を行うことにより、加圧を必要としない低温条件下で固定化処理を行うことができるようになったのである。

このメカニズムは定かではないが、基材への前処理としてアルカリ処理を５０℃〜１００℃の範囲内で行うことによって、基材成分が加水分解されてヒドロキシル基などが表面に適切に形成され、後の工程において酸性基およびヒドロキシアルキル基を有する親水性ポリマーとの間で、水素結合などの分子間力を形成し、加圧を必要としない低温条件下でも基材表面に親水性ポリマー層を固定化することができるようになったものと推定している。

アルカリ溶液中で基材を前処理する際の加温時間は、短かすぎると良好な水濡れ性および易滑性を示す医療デバイス表面が得られにくく、長すぎると医療デバイス自体の強度に影響を及ぼすおそれがあることから５分〜６００分が好ましい。加熱時間は、１０分以上がより好ましく、１５分以上がより好ましい。また、加熱時間は、４００分以下がより好ましく、３００分以下がより好ましい。

本発明の医療デバイスの製造方法に用いられる親水性ポリマーは、通常は基材とは異なる材料である。ただし、基材として所定の効果を維持し得るのであれば、基材と親水性ポリマーを同一の材料としても良いし、基材の一部に親水性ポリマーと同一の材料を用いても良い。

本発明に用いられる親水性ポリマーは、室温（２０〜２５℃）の水１００質量部もしくは水１００質量部とｔｅｒｔ−ブタノール１００質量部の混合液に０．０００１質量部以上可溶であると好ましく、０．０１質量部以上可溶であるとより好ましく、０．１質量部以上可溶であればさらに好ましく、１質量部以上可溶であれば特に好ましい。

本発明で使用される親水性ポリマーは、２０００〜１５０００００の分子量を有することが好ましい。分子量は、より好ましくは、５０００以上であり、さらに好ましくは、１００００以上である。また、分子量は、１２０００００以下がより好ましく、１００００００以下がさらに好ましい。ここで、上記分子量としては、ゲル浸透クロマトグラフィー法（水系溶媒）で測定されるポリエチレングリコール換算またはポリエチレンオキシド換算の質量平均分子量を用いる。

また、製造時の親水性ポリマーの溶液中の濃度については、濃度が高すぎる場合、粘度増大により製造時の取り扱い難さが増す可能性がある。そのため、本発明の医療デバイスの製造方法において、親水性ポリマー溶液中の親水性ポリマーの濃度は０．０１〜２０質量％の範囲が好ましい。親水性ポリマーの濃度は、より好ましくは、０．０２質量％以上であり、さらに好ましくは、０．０３質量％以上である。また、親水性ポリマーの濃度は、より好ましくは、１５質量％以下であり、さらに好ましくは、１０質量％以下であり、より好ましくは、５質量％であり、最も好ましくは、１質量％以下である。

本発明の医療デバイスの製造方法においては、親水性ポリマーは酸性基およびヒドロキシアルキル基を有する。酸性基およびヒドロキシアルキル基を有する親水性ポリマーは、耐久性を有する水濡れ性表面を形成できることに加え体液等に対する防汚性に優れた表面を形成できるために好ましい。酸性基としては、具体的には、カルボキシ基およびスルホン酸基から選ばれた基が好ましく、カルボキシ基が特に好ましい。カルボキシ基またはスルホン酸基は、塩になっていてもかまわない。

また、ヒドロキシアルキル基としては、具体的にはヒドロキシメチル基、ヒドロキシエチル基、ヒドロキシプロピル基、ヒドロキシイソプロピル基、ヒドロキシブチル基、ヒドロキシｔ−ブチル基、ヒドロキシデシル基、ヒドロキシドデシル基、ヒドロキシオクタデシル基など炭素数１〜２０のヒドロキシアルキル基から選ばれた基が好ましく、より好ましくは炭素数２〜８のヒドロキシアルキル基が好ましく、ヒドロキシエチル基が特に好ましい。

酸性基およびヒドロキシアルキル基を有するポリマーの例としては、酸性基を有するモノマーとヒドロキシアルキル基を有するモノマーの共重合体を挙げることができる。該共重合体を構成する親水性モノマーとしては、重合性の高さという点でアリル基、ビニル基、および（メタ）アクリロイル基から選ばれた基を有するモノマーが好ましく、（メタ）アクリロイル基を有するモノマーが特に好ましい。これらのモノマーは１種類でも複数共重合させてもよい。

このようなモノマーとして好適な酸性基を有するモノマーを例示すれば、（メタ）アクリル酸、ビニル安息香酸、チオフェン−３−酢酸、４−スチレンスルホン酸、ビニルスルホン酸、２−アクリルアミド−２−メチルプロパンスルホン酸およびこれらの塩などが挙げられる。これらの中で、（メタ）アクリル酸、２−アクリルアミド−２−メチルプロパンスルホン酸、およびこれらの塩から選ばれたモノマーがより好ましく、特に好ましいのは（メタ）アクリル酸、およびその塩から選ばれたモノマーである。

ヒドロキシアルキル基を有するモノマーとしては、ヒドロキシエチル（メタ）アクリレート、ヒドロキシプロピル（メタ）アクリレート、ヒドロキシブチル（メタ）アクリレート、ヒドロキシエチル（メタ）アクリルアミド、カプロラクトン変性２−ヒドロキシエチル（メタ）アクリレートなどを挙げることができる。この内、重合の容易さおよび体液に対する防汚性を向上させる観点から、ヒドロキシエチル（メタ）アクリレート、ヒドロキシプロピル（メタ）アクリレート、およびヒドロキシエチル（メタ）アクリルアミドから選ばれたモノマーが好ましく、ヒドロキシエチル（メタ）アクリレートが特に好ましい。これらのモノマーは１種類でも複数共重合させてもよい。

酸性基およびヒドロキシアルキル基を有する親水性ポリマーとして、好ましい具体例は、（メタ）アクリル酸／ヒドロキシエチル（メタ）クリレート共重合体、（メタ）アクリル酸／ヒドロキシプロピル（メタ）アクリレート共重合体、（メタ）アクリル酸／ヒドロキシブチル（メタ）アクリレート共重合体、２−アクリルアミド−２−メチルプロパンスルホン酸／ヒドロキシエチル（メタ）クリレート共重合体、２−アクリルアミド−２−メチルプロパンスルホン酸／ヒドロキシプロピル（メタ）アクリレート共重合体および２−アクリルアミド−２−メチルプロパンスルホン酸／ヒドロキシブチル（メタ）アクリレート共重合体である。特に好ましくは（メタ）アクリル酸／ヒドロキシエチル（メタ）クリレート共重合体である。

親水性ポリマーとして酸性基を有するモノマーとヒドロキシアルキル基を有するモノマーの共重合体を用いる場合、その共重合比率は、［酸性基を有するモノマーの質量］／［ヒドロキシアルキル基を有するモノマーの質量］が１／９９〜９９／１のものが好ましい。酸性基を有するモノマーの共重合比率は、２質量％以上がより好ましく、５質量％以上がさらに好ましく、１０質量％以上がさらにより好ましい。また、酸性基を有するモノマーの共重合比率は、８０質量％以下がより好ましく、７０質量％以下がさらに好ましく、６０質量％以下がさらにより好ましい。ヒドロキシアルキル基を有するモノマーの共重合比率は、１０質量％以上がより好ましく、２０質量％以上がさらに好ましく、３０質量％以上がさらにより好ましい。また、ヒドロキシアルキル基を有するモノマーの共重合比率は、８０質量％以下がより好ましく、７０質量％以下がさらに好ましく、６０質量％以下がさらにより好ましい。酸性基を有するモノマーとヒドロキシアルキル基を有するモノマーの共重合比率が上記の範囲であれば、耐久性を有する水濡れ性や体液に対する防汚性などの機能を発現しやすくなる。

また、本発明の医療デバイスの製造方法においては、親水性ポリマーは酸性基およびヒドロキシアルキル基に加えてアミド基を有することが、水濡れ性のみならず易滑性のある表面を形成できるために好ましい。

親水性ポリマーが酸性基およびヒドロキシアルキル基に加えてアミド基を有する場合、親水性ポリマーが水に溶解した際に適度な粘性を発現するため、水濡れ性のみならず易滑性のある表面を形成できる。

酸性基およびヒドロキシアルキル基に加えてアミド基を有する親水性ポリマーの例としては、酸性基を有するモノマー、ヒドロキシアルキル基を有するモノマーおよびアミド基を有するモノマーの共重合体を挙げることができる。

アミド基を有するモノマーとしては、重合の容易さの点で（メタ）アクリルアミド基を有するモノマーおよびＮ−ビニルカルボン酸アミド（環状のものを含む）から選ばれたモノマーが好ましい。かかるモノマーの好適な例としては、Ｎ−ビニルピロリドン、Ｎ−ビニルカプロラクタム、Ｎ−ビニルアセトアミド、Ｎ−メチル−Ｎ−ビニルアセトアミド、Ｎ−ビニルホルムアミド、Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミド、Ｎ，Ｎ−ジエチルアクリルアミド、Ｎ−イソプロピルアクリルアミド、Ｎ−（２−ヒドロキシエチル）アクリルアミド、アクリロイルモルホリン、およびアクリルアミドを挙げることができる。これら中でも易滑性の点で好ましいのは、Ｎ−ビニルピロリドンおよびＮ，Ｎ−ジメチルアクリルアミドであり、Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミドが特に好ましい。

酸性基およびヒドロキシアルキル基に加えてアミド基を有する親水性ポリマーの共重合体として、好ましい具体例は、（メタ）アクリル酸／ヒドロキシエチル（メタ）クリレート／Ｎ−ビニルピロリドン共重合体、（メタ）アクリル酸／ヒドロキシエチル（メタ）クリレート／Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミド共重合体、（メタ）アクリル酸／ヒドロキシプロピル（メタ）アクリレート／Ｎ−ビニルピロリドン共重合体、（メタ）アクリル酸／ヒドロキシプロピル（メタ）アクリレート／Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミド共重合体、（メタ）アクリル酸／ヒドロキシブチル（メタ）アクリレート／Ｎ−ビニルピロリドン共重合体、（メタ）アクリル酸／ヒドロキシブチル（メタ）アクリレート／Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミド共重合体、２−アクリルアミド−２−メチルプロパンスルホン酸／ヒドロキシエチル（メタ）クリレート／Ｎ−ビニルピロリドン共重合体、２−アクリルアミド−２−メチルプロパンスルホン酸／ヒドロキシエチル（メタ）クリレート／Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミド共重合体、２−アクリルアミド−２−メチルプロパンスルホン酸／ヒドロキシプロピル（メタ）アクリレート／Ｎ−ビニルピロリドン共重合体、２−アクリルアミド−２−メチルプロパンスルホン酸／ヒドロキシプロピル（メタ）アクリレート／Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミド共重合体、２−アクリルアミド−２−メチルプロパンスルホン酸／ヒドロキシブチル（メタ）アクリレート／Ｎ−ビニルピロリドン共重合体、２−アクリルアミド−２−メチルプロパンスルホン酸／ヒドロキシブチル（メタ）アクリレート／Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミド共重合体である。特に好ましくは（メタ）アクリル酸／ヒドロキシエチル（メタ）クリレート／Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミド共重合体である。

また、酸性基やヒドロキシアルキル基を有しないモノマーを１種類もしくは複数共重合させることも可能である。

酸性基やヒドロキシアルキル基を有しないモノマーの好適な例としては、グリセロール（メタ）アクリレート、Ｎ−（４−ヒドロキシフェニル）マレイミド、ヒドロキシスチレン、ビニルアルコール（前駆体としてカルボン酸ビニルエステル）などを挙げることができる。体液に対する防汚性を向上させる観点から、グリセロール（メタ）アクリレート、およびビニルアルコールが好ましく、グリセロール（メタ）アクリレートが特に好ましい。

また、親水性、抗菌性、防汚性、薬効性等といった機能を示すモノマーを使用することも可能である。

抗菌性を有するモノマーの具体例としては、４級アンモニウム塩を有するモノマーなどを挙げることができる。例えば、特表２０１０−８８８５８号公報記載のイミダゾリウム塩モノマーや（３−アクリルアミドプロピル）トリメチルアンモニウムクロリド、トリメチル−２−メタクロリルオキシエチルアンモニウムクロリド、２−メタクリロイルオキシエチルホスホリルコリンなどといった抗菌性を有するモノマーが挙げられる。

酸性基を有するモノマーとヒドロキシアルキル基を有するモノマーの共重合体に、上記アミド基を有するモノマーもしくは酸性基やヒドロキシアルキル基を有しないモノマー（これらを合わせて第３のモノマー成分と呼ぶ）を１種類共重合させる場合、酸性基を有するモノマーの共重合比率は、５質量％以上がより好ましく、１０質量％以上がさらに好ましく、２５質量％以上がさらにより好ましい。また、酸性基を有するモノマーの共重合比率は、９０質量％以下がより好ましく、８０質量％以下がさらに好ましく、７０質量％以下がさらにより好ましい。ヒドロキシアルキル基を有するモノマーの共重合比率は、５質量％以上がより好ましく、１０質量％以上がさらに好ましく、２５質量％以上がさらにより好ましい。また、ヒドロキシアルキル基を有するモノマーの共重合比率は、９０質量％以下がより好ましく、質量８０％以下がさらに好ましく、７０質量％以下がさらにより好ましい。第３のモノマー成分の共重合比率は、５質量％以上がより好ましく、１０質量％以上がさらに好ましく、２５質量％以上がさらにより好ましい。また、第３のモノマー成分の共重合比率は、９０質量％以下がより好ましく、８０質量％以下がさらに好ましく、７０質量％以下がさらにより好ましい。

酸性基を有するモノマーとヒドロキシアルキル基を有するモノマーおよび第３のモノマー成分の共重合比率が上記の範囲であれば、易滑性や体液に対する防汚性などの機能を発現しやすくなる。

また、医療デバイスに求められる特性を損ねない限りは、上記材料以外の添加剤等が親水性ポリマー層に含まれていてもよい。さらに、親水性ポリマー層には、酸性基およびヒドロキシアルキル基を含む親水性ポリマーに加え、他の親水性ポリマーが１種類もしくは複数含まれていてもよい。ただし、製造方法が複雑になる傾向があることから、親水性ポリマー層は、酸性基およびヒドロキシアルキル基を含む１種類の親水性ポリマーのみからなることが好ましい。

ここで、１種類のポリマーとは、１の合成反応により製造されたポリマーもしくはポリマー群（異性体、錯体等）を意味する。複数のモノマーを用いて共重合ポリマーとする場合は、構成するモノマー種が同一であっても、配合比を変えて合成したポリマーは同じ１種類とは言わない。

また、親水性ポリマー層が酸性基およびヒドロキシアルキル基を含む１種類の親水性ポリマーのみからなるとは、親水性ポリマー層が、該酸性基およびヒドロキシアルキル基を有する親水性ポリマー以外のポリマーを全く含まないか、もしくは、仮にそれ以外のポリマーを含んだとしても、該酸性基およびヒドロキシアルキル基を有する親水性ポリマー１００質量部に対し、それ以外のポリマーの含有量が３質量部以下であることが好ましいことを意味する。それ以外のポリマーの含有量は、０．１質量部以下がより好ましく、０．０００１質量部以下がさらに好ましい。

親水性ポリマー層が、それ以外のポリマーとして塩基性ポリマーを含む場合であっても、含有量が上記の範囲内であれば、透明性に問題が生じることを抑制できる。従来技術においては、静電吸着作用を利用して基材の表面に親水性ポリマーを積層するため、酸性ポリマーと塩基性ポリマーを併用していたが、本発明によれば、１種類のポリマーのみからなる親水性ポリマー層を基材表面上に形成することができる。

親水性ポリマー層が、塩基性ポリマーを含む場合、親水性ポリマー層における塩基性基／酸性基の数比は０．２以下が好ましい。酸性基と塩基性基の反応由来の塩が形成されず、透明性に優れることから、塩基性基／酸性基の数比は０．１以下がより好ましく、０．０５以下がさらに好ましい。塩基性基とは、塩基性の官能基を示しアミノ基およびその塩などが挙げられる。

本発明の医療デバイスの製造方法は、基材をアルカリ溶液中に配置して温度５０℃〜１００℃の範囲内で加熱する前処理を行った基材を、酸性基およびヒドロキシアルキル基を有する親水性ポリマーと、有機酸とを含む溶液中に配置して温度５０℃〜１００℃の範囲内で加熱する工程を含むものである。

本発明の医療デバイスの製造方法は、基材をアルカリ溶液中に配置して温度５０℃〜１００℃の範囲内で前処理を行う工程、および、該前処理を行った基材を、酸性基およびヒドロキシアルキル基を有する親水性ポリマーと、有機酸とを含む溶液中に配置して、温度５０℃〜１００℃の範囲内で加熱する工程を含むことが好ましい。

親水性ポリマーと、有機酸とを含む溶液の初期ｐＨの範囲としては、溶液に濁りが生じず、透明性が良好な医療デバイスが得られることから、２．０〜６．０の範囲内であることが好ましい。初期ｐＨは、２．１以上がより好ましく、２．２以上がさらに好ましく、２．４以上がさらにより好ましく、２．５以上が特に好ましい。また、初期ｐＨは、５．５以下がより好ましく、４．５以下がさらに好ましく、４．０以下がさらにより好ましい。

初期ｐＨが２．０以上であると、溶液の濁りが生じる場合がより少なくなる。溶液に濁りが生じないと、得られる医療デバイスの表面の水濡れ性および易滑性が高い傾向があるため好ましい。初期ｐＨが６．０以下である場合、得られる医療デバイスの表面の水濡れ性および易滑性が低下することもないため好ましい。

優れた水濡れ性と易滑性を基材に付与可能であることから、基材がケイ素原子を含む材料である場合、親水性ポリマーを含有する溶液の初期ｐＨは、３．９以下が好ましく、３．７以下がより好ましく、３．５以下がさらに好ましい。基材がケイ素原子を含まない材料である場合、初期ｐＨは４．５以下が好ましく、４．３以下がより好ましく、４．０以下がさらに好ましい。

上記溶液のｐＨは、ｐＨメーター（例えばｐＨメーター Ｅｕｔｅｃｈ ｐＨ２７００（Ｅｕｔｅｃｈ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ））を用いて測定することができる。ここで、親水性ポリマーと、有機酸とを含む溶液のｐＨとは、溶液に親水性ポリマーと有機酸を全て添加した後、室温（２０〜２５℃）にて３０分間回転子を用い撹拌し、溶液を均一とした後であって、基材を配置して加熱する前に測定したｐＨの値を指す。なお、本発明において、ｐＨの値の小数点以下第２位は四捨五入する。

なお、親水性ポリマーと、有機酸とを含む溶液のｐＨは、加熱操作を行った際に変化し得る。加熱操作を行った後の溶液のｐＨは、２．０〜６．０が好ましい。加熱後のｐＨは、２．１以上がより好ましく、２．２以上がより好ましく、２．３以上が特に好ましい。また加熱後のｐＨは、５．９以下がより好ましく、５．５以下がより好ましく、５．０以下がさらに好ましく、４．８以下が特に好ましい。加熱操作を行った後の溶液のｐＨが、上記範囲であることで、加熱操作を行っている間、適切なｐＨ条件とすることができ、得られる医療デバイスの物性が好適なものとなる。なお、本発明に係る加熱操作を行って医療デバイスに用いられる基材の表面を改質した後で、中和処理を行ったり、水を加えたりしてｐＨを調整することもできるが、ここでいう加熱操作を行った後の溶液のｐＨとは、かかるｐＨ調整処理を行う前のｐＨである。

上記親水性ポリマーと、有機酸とを含む溶液の溶媒としては、水が好ましく挙げられる。溶液のｐＨは、酸を親水性ポリマーを含んだ溶液に添加することによって調整することができる。酸の好適な具体例としては、酢酸、クエン酸、ギ酸、アスコルビン酸、トリフルオロメタンスルホン酸、メタンスルホン酸などの有機酸や硝酸、硫酸、リン酸、塩酸などの無機酸を挙げることができる。これらの中で、より優れた親水性表面が得られやすいこと、生体に対する安全性が高いこと、取り扱いが容易であること、などの観点から、本発明では、少なくとも有機酸が用いられる。有機酸の中では酢酸、クエン酸、ギ酸およびアスコルビン酸から選ばれた酸が好ましく、クエン酸またはアスコルビン酸がより好ましい。また、無機酸を併用してもかまわない。無機酸の中では、揮発性がなく無臭で取り扱いが容易であることなどの観点では、硫酸が好ましい。

また、ｐＨの微調整を容易にすることや基材が疎水性成分を含む材料である場合に基材が白濁化しにくくなることから、前記溶液に緩衝剤を添加することも好ましい。

緩衝剤としては、任意の生理学的に適合性のある公知の緩衝剤を使用することができる。本発明において好適な緩衝剤の例としては以下のとおりである。ホウ酸、ホウ酸塩類（例：ホウ酸ナトリウム）、クエン酸、クエン酸塩類（例：クエン酸カリウム）、重炭酸塩（例：重炭酸ナトリウム）、リン酸緩衝液（例：Ｎａ_２ＨＰＯ_４、ＮａＨ_２ＰＯ_４、およびＫＨ_２ＰＯ_４）、ＴＲＩＳ（トリス（ヒドロキシメチル）アミノメタン）、２−ビス（２−ヒドロキシエチル）アミノ−２−（ヒドロキシメチル）−１，３−プロパンジオール、ビス−アミノポリオール、トリエタノールアミン、ＡＣＥＳ（Ｎ−（２−アセトアミド）−２−アミノエタンスルホン酸）、ＢＥＳ（Ｎ，Ｎ−ビス（２−ヒドロキシエチル）−２−アミノエタンスルホン酸）、ＨＥＰＥＳ（４−（２−ヒドロキシエチル）−１−ピペラジンエタンスルホン酸）、ＭＥＳ（２−（Ｎ−モルホリノ）エタンスルホン酸）、ＭＯＰＳ（３−［Ｎ−モルホリノ］−プロパンスルホン酸）、ＰＩＰＥＳ（ピペラジン−Ｎ，Ｎ−ビス（２−エタンスルホン酸）、ＴＥＳ（Ｎ−［トリス（ヒドロキシメチル）メチル］−２−アミノエタンスルホン酸）、およびそれらの塩。

緩衝剤の量としては、所望のｐＨを達成する上で有効であるために必要な量が用いられる。緩衝剤の量は、上記溶液中において０．００１質量％〜２質量％が好ましく、より好ましくは、０．０１質量％〜１質量％、さらに好ましくは、０．０５質量％〜０．３０質量％である。上記上限および下限のいずれを組み合わせた範囲であってもよい。

前記親水性ポリマーと、有機酸とを含む溶液を５０℃〜１００℃の範囲内で加熱する工程における加熱の方法としては、加温法（熱風）、高圧蒸気滅菌法、電磁波（γ線、マイクロ波など）照射、乾熱法、火炎法などが挙げられる。水濡れ性、易滑性、および製造工程短縮の観点から、加温法（熱風）が最も好ましい。装置としては、定温乾燥器または熱風循環式オーブンを用いることが好ましい。

前記前処理後、親水性ポリマーと、有機酸とを含む溶液を加熱する工程における加熱温度は、良好な水濡れ性および易滑性を示す医療デバイス表面が得られ、かつ、医療デバイス自体の強度に影響が少ない観点から、５０℃〜１００℃の範囲内である。加熱温度は、５１℃以上がより好ましく、５５℃以上がさらに好ましく、６０℃以上が特に好ましい。また加熱温度は、９９℃以下がより好ましく、９５℃以下がさらに好ましく、９０℃以下が特に好ましい。

加熱時間は、短かすぎると良好な水濡れ性および易滑性を示す医療デバイス表面が得られず、長すぎると医療デバイス自体の強度に影響を及ぼすことから５分〜６００分が好ましい。加熱時間は、１０分以上がより好ましく、１５分以上がより好ましい。また、加熱時間は、４００分以下がより好ましく、３００分以下がより好ましい。

本発明の製造方法により得られた医療デバイスは、用途にもよるが、基材表面における一つの面の全面に親水性ポリマー層が存在することが好ましい。基材が厚みを有しない、または、厚みがあっても無視できる程度の２次元形状の場合は、基材表面の片面全面の上に親水性ポリマー層が存在することが好ましい。また、基材の全表面の上に親水性ポリマー層が存在することがより好ましい。

また、親水性ポリマー層に含まれる親水性ポリマーは、基材が含水性であるか、非含水性であるかを問わずに、簡便な工程での製造が可能となることから、基材との間に共有結合を有していないことが好ましい。共有結合を有していないことは、化学反応性基を含まないことで判定する。化学反応性基の具体例としては、アゼチジニウム基、エポキシ基、イソシアネート基、アジリジン基、アズラクトン基およびそれらの組合せなどが挙げられるが、これらに限定されない。親水性ポリマーは、水素結合、イオン結合、ファンデルワールス結合、疎水結合、錯形成から選ばれる１種類以上によって基材に結合されていることが好ましい。

親水性ポリマー層の厚みは、乾燥状態の医療デバイス断面を透過型電子顕微鏡を用いて観察したときに、１ｎｍ以上１００ｎｍ未満であることが好ましい。厚みがこの範囲にある場合に、水濡れ性や易滑性などの機能を発現しやすくなる。厚みは、５ｎｍ以上がより好ましく、１０ｎｍ以上がさらに好ましい。また、厚みは、９５ｎｍ以下がより好ましく、９０ｎｍ以下がさらに好ましく、特に好ましくは、８５ｎｍ以下である。親水性ポリマー層の厚みが１００ｎｍ未満であれば、水濡れ性や易滑性に優れ、例えば、眼用レンズといった医療デバイスに用いる場合、網膜に焦点をあわせるための光の屈折が乱れず視界不良が起こりにくくなる。

また、親水性ポリマー層の厚みは、含水状態で凍結させた状態（以下、凍結状態）のデバイス断面を走査透過型電子顕微鏡を用いて観察したときに、１ｎｍ以上１００ｎｍ未満であることが、水濡れ性や易滑性などの機能を発現しやすくなることから好ましい。厚みは、５ｎｍ以上がより好ましく、１０ｎｍ以上がさらに好ましく、１５ｎｍ以上が特に好ましい。また、厚みは、９５ｎｍ以下がより好ましく、９０ｎｍ以下がさらに好ましく８５ｎｍ以下が特に好ましい。凍結状態の親水性ポリマー層の厚み測定は、クライオトランスファーホルダーを用いた走査透過型電子顕微鏡観察によって行うことができる。

凍結状態のポリマー層の厚みが１００ｎｍ以上の場合、例えば、眼用レンズといった医療デバイスに用いる場合に、網膜に焦点をあわせるための光の屈折が乱れて視界不良が起こりやすくなることから好ましくない。

上記親水性ポリマー層は、好ましくは２層以上または２相以上に分離した状態であることが好ましい。

親水性ポリマー層の少なくとも一部が基材と混和した状態で存在することが好ましい。親水性ポリマー層が基材と混和した状態は、医療デバイスの断面を走査透過電子顕微鏡法、電子エネルギー損失分光法、エネルギー分散型Ｘ線分光法、飛行時間型２次イオン質量分析法等の元素分析または組成分析を行える観察手段で観察したときに、親水性ポリマー層形成前後における基材の断面構造の比較および親水性ポリマー層の少なくとも一部に基材由来の元素が検出されることで確認できる。親水性ポリマー層が基材と混和することにより、親水性ポリマーが基材により強固に固定されうる。

親水性ポリマー層の少なくとも一部が基材と混和した状態で存在する場合、「親水性ポリマー層の少なくとも一部が基材と混和した層」（以下混和層）と「親水性ポリマーからなる層」（以下単独層）からなる二層構造が観察されることが好ましい。混和層の厚みは、混和層と単独層の合計厚みに対して、３％以上が好ましく、５％以上がより好ましく、１０％以上がさらに好ましい。混和層の厚みは、混和層と単独層の合計厚みに対して、９８％以下が好ましく、９５％以下がより好ましく、９０％以下がさらに好ましく、８０％以下が特に好ましい。混和層の厚み割合が小さすぎると、親水性ポリマーと基材の混和が十分ではなく好ましくない。混和層の厚み割合が大きすぎると、親水性ポリマーの性質が十分に発現しない可能性があり好ましくない。

本発明の医療デバイスが、例えば生体表面に貼付して用いられる医療デバイスや眼用レンズといった眼用デバイスである場合、使用者の皮膚等への貼り付きを防止する観点および装用者の角膜への貼り付きを防止する観点から、医療デバイスの表面の液膜保持時間が長いことが好ましい。ここで、本発明における液膜保持時間とは、リン酸緩衝液に浸漬した医療デバイスを液から引き上げ、空中に表面が垂直になるように保持した際に、医療デバイス表面の液膜が切れずに保持される時間である。なお「液膜が切れる」とは、医療デバイスの表面の液膜が形状を保つことができなくなり、医療デバイスの表面で水をはじく現象が起き、医療デバイス表面が完全に液膜に覆われている状態ではなくなる状態を指す。液膜保持時間は１０秒以上が好ましく、１５秒以上がより好ましく、２０秒以上が特に好ましい。

また、本発明の医療デバイスは、滅菌後の医療デバイス表面の液膜保持時間が長いことが好ましい。滅菌後の医療デバイス表面の液膜保持時間が長いことは、安全性の担保に加えて、滅菌後も親水性ポリマーが基材により強固に固定されていることを意味しており、医療デバイスのもつ水濡れ性の耐久性を表す指標となる。滅菌方法としては、高圧蒸気滅菌、乾熱滅菌、火炎滅菌、煮沸消毒、流通蒸気消毒、酸化エチレンガス滅菌、γ線滅菌、紫外線滅菌などを挙げることができる。簡便さの観点から、高圧蒸気滅菌、酸化エチレンガス滅菌、およびγ線滅菌が好ましく、高圧蒸気滅菌および酸化エチレンガス滅菌がより好ましく、高圧蒸気滅菌がさらに好ましい。本発明の医療デバイスが、眼用レンズといった眼用デバイスであって、液中に保存される場合、保存に用いる液としては、特に限定されないが、緩衝剤溶液が好ましい。緩衝剤としては、前記のものを用いることができる。

また、本発明の医療デバイスが例えば生体内に挿入して用いられる医療デバイスである場合、医療デバイスの表面が優れた易滑性を有することが好ましい。易滑性を表す指標としては、本明細書の実施例に示した方法で測定される摩擦係数が小さい方が好ましい。摩擦係数は、０．７以下が好ましく、０．５以下がより好ましく、０．３以下が特に好ましい。また、摩擦が極端に小さいと脱着用時の取扱が難しくなる傾向があるので、摩擦係数は０．００１以上が好ましく、０．００２以上がより好ましい。

本発明の医療デバイスの製造方法においては、前記アルカリ前処理実施前の基材の含水率と前記加熱工程後に得られる医療デバイスの含水率の変化量が、１０パーセンテージポイント以下であることが好ましい。ここで、含水率の変化量（パーセンテージポイント）とは、得られた医療デバイスの含水率（質量％）と、その原料となる基材の含水率（質量％）との差のことである。

本発明の医療デバイスを、例えば眼用レンズといった眼用デバイスに用いる場合、含水率が向上したことによる屈折率の歪みから引き起こされる視界不良や変形を防止する観点から、含水率の変化量は、１５パーセンテージポイント以下が好ましく、１０パーセンテージポイント以下がより好ましく、８パーセンテージポイント以下が特に好ましい。測定方法の詳細は後述する。

また、前記アルカリ前処理実施前の基材と前記加熱工程後に得られる医療デバイスのサイズ変化率は、例えば眼用レンズといった眼用デバイスに用いる場合、変形に伴う角膜損傷を防止する観点から、１０％以下が好ましく、８以下がより好ましく、５％以下が特に好ましい。測定方法の詳細は後述する。

前記アルカリ前処理実施前の基材と前記加熱工程後に得られる医療デバイスの引張弾性率変化率は、１５％以下が好ましく、１４％以下がより好ましく、１３％以下が特に好ましい。引張弾性率変化率が大きすぎると、変形や使用感不良を引き起こす恐れがあり好ましくない。測定方法の詳細は後述する。

本発明の医療デバイスの防汚性は、ムチン付着、脂質（パルミチン酸メチル）付着により、評価することができる。これらの評価による付着量が少ないものほど、使用感に優れるとともに、細菌繁殖リスクが低減されるために好ましい。ムチン付着量は１０μｇ／ｃｍ^２以下が好ましく、８μｇ／ｃｍ^２以下がより好ましく、６μｇ／ｃｍ^２以下が特に好ましい。測定方法の詳細は後述する。

上記の加熱処理後、得られた医療デバイスにさらに他の処理を行ってもよい。他の処理としては、親水性ポリマーを含んだ溶液中において再び同様の加熱処理を行う方法、溶液を親水性ポリマーを含まない溶液に入れ替えて同様の加熱処理を行う方法、放射線照射を行う方法、反対の荷電を有するポリマー材料を１層ずつ交互にコーティングするＬｂＬ処理（Ｌａｙｅｒ ｂｙ Ｌａｙｅｒ処理）を行う方法、金属イオンによる架橋処理を行う方法、化学架橋処理を行う方法などが挙げられる。

ただし、簡便な方法により基材表面の親水化が可能とする本発明の思想に照らし、製造工程が複雑になり過ぎることのない範囲での処理の実施が好ましい。

上記の放射線照射に用いる放射線としては、各種のイオン線、電子線、陽電子線、エックス線、γ線、中性子線が好ましく、より好ましくは電子線およびγ線であり、最も好ましくはγ線である。

上記のＬｂＬ処理としては、例えば国際公開第２０１３／０２４８００号公報に記載されているような酸性ポリマーと塩基性ポリマーを使用した処理を用いることができる。

上記の金属イオンによる架橋処理に用いる金属イオンとしては、各種の金属イオンが好ましく、より好ましくは１価および２価の金属イオンであり、最も好ましくは２価の金属イオンである。また、キレート錯体を用いても良い。

上記の化学架橋処理としては、例えば特表２０１４−５３３３８１号公報に記載されているようなエポキシド基とカルボキシル基との間の反応や公知の意の適切な水酸基を有する酸性の親水性ポリマーとの間で形成される架橋処理を用いることができる。

上記の溶液を親水性ポリマーを含まない溶液に入れ替えて、同様の加熱処理を行う方法において、親水性ポリマーを含まない溶液としては、特に限定されないが、緩衝剤溶液が好ましい。緩衝剤としては、前記のものを用いることができる。

緩衝剤溶液のｐＨは、生理学的に許容できる範囲である６．３〜７．８が好ましい。緩衝剤溶液のｐＨは、好ましくは６．５以上、さらに好ましくは６．８以上である。また、緩衝剤溶液のｐＨは、７．６以下が好ましく、さらに好ましくは７．４以下である。

以下、実施例により本発明を具体的に説明するが、本発明はこれによって限定されるものではない。まず、分析方法および評価方法を示す。以下に示す滅菌後の液膜保持時間が、医療デバイスのもつ水濡れ性の耐久性を表す指標である。

＜滅菌後の水濡れ性（液膜保持時間）＞
医療デバイスをリン酸緩衝液中で１２１℃３０分間オートクレーブを用いて滅菌した後、室温（２０℃〜２３℃）まで静置した。その後、医療デバイスをリン酸緩衝液から引き上げ、空中に保持した際の表面の液膜が保持される時間を目視観察し、Ｎ＝３の平均値を下記基準で判定した。
Ａ：表面の液膜が２０秒以上保持される。
Ｂ：表面の液膜が１５秒以上２０秒未満で切れる。
Ｃ：表面の液膜が１０秒以上１５秒未満で切れる。
Ｄ：表面の液膜が１秒以上１０秒未満で切れる。
Ｅ：表面の液膜が瞬時に切れる（１秒未満）。

＜基材および医療デバイスの含水率＞
前記アルカリ前処理実施前の基材をリン酸緩衝液に浸漬して室温で２４時間以上静置した。基材をリン酸緩衝液から引き上げ、表面水分をワイピングクロス（日本製紙クレシア製“キムワイプ（登録商標）”）で拭き取った後、基材の質量（Ｗｗ）を測定した。その後、真空乾燥器で基材を４０℃、２時間乾燥した後、質量（Ｗｄ）を測定した。これらの質量から、下式（１）により基材の含水率を算出した。得られた値が１％未満の場合は測定限界以下と判断し、「１％未満」と表記した。Ｎ＝３の平均値を含水率とした。前記加熱工程後に得られる医療デバイスについても、溶液から引き上げ、表面水分をワイピングクロス（日本製紙クレシア製“キムワイプ（登録商標）”）で拭き取った後以降は同様に含水率を算出した。
基材の含水率（％）＝１００×（Ｗｗ−Ｗｄ）／Ｗｗ 式（１）。

＜基材と医療デバイスの含水率変化量＞
上記基材および医療デバイスの含水率の測定結果から、下式（２）により、含水率の変化量を算出した。基材と医療デバイスの含水率変化量（パーセンテージポイント）＝医療デバイスの含水率（質量％）−基材の含水率（質量％） 式（２）。

＜脂質付着量＞
２０ｃｃのスクリュー管にパルミチン酸メチル０．０３ｇ、純水１０ｇ、およびコンタクトレンズ形状のサンプル１枚を入れた。３７℃、１６５ｒｐｍの条件下３時間スクリュー管を振とうさせた。振とう後、スクリュー管内のサンプルを４０℃の水道水と家庭用液体洗剤（ライオン製“ママレモン（登録商標）”）を用いて擦り洗いした。洗浄後のサンプルをリン酸緩衝液の入ったスクリュー管内に入れ、４℃の冷蔵庫内で一晩保管した。その後、サンプルを目視観察し、白濁した部分があればパルミチン酸メチルが付着していると判定して、サンプルの表面全体に対するパルミチン酸メチルが付着した部分の面積の割合を観察した。

＜引張弾性率＞
コンタクトレンズ形状またはシート形状の基材から、規定の打抜型を用いて幅（最小部分）５ｍｍ、長さ１４ｍｍの試験片を切り出した。該試験片を用い、株式会社エー・アンド・デイ社製のテンシロンＲＴＧ−１２１０型を用いて引張試験を実施した。引張速度は１００ｍｍ／分で、グリップ間の距離（初期）は５ｍｍであった。前記アルカリ前処理実施前の基材と前記加熱工程後に得られる医療デバイスの両方について測定を行った。Ｎ＝８で測定を行い、最大値と最小値を除いたＮ＝６の値の平均値を引張弾性率とした。

＜基材と医療デバイスの引張弾性率変化率＞
上記基材および医療デバイスの引張弾性率の測定結果から、下式（３）により算出した。Ｎ＝６の平均値を加熱前後の引張弾性率変化率とした。
基材と医療デバイスの引張弾性率変化率（％）＝（医療デバイスの引張弾性率−基材の引張弾性率）／基材の引張弾性率×１００ 式（３）。

＜サイズ＞
コンタクトレンズ形状およびシート形状の基材（Ｎ＝３）について、直径を測定し、平均値を基材のサイズとした。前記加熱工程後に得られる医療デバイスについても同様にサイズを測定した。

＜基材と医療デバイスのサイズ変化率＞
上記基材および医療デバイスのサイズの測定結果から、下式（４）により算出した。Ｎ＝３の平均値を加熱前後のサイズ変化率とした。

基材と医療デバイスのサイズ変化率（％）＝（医療デバイスのサイズ−基材のサイズ）／基材のサイズ×１００ 式（４）。

＜ムチン付着量＞
コンタクトレンズ形状のサンプルから、規定の打抜型を用いて幅（最小部分）５ｍｍ、長さ１４ｍｍの試験片を切り出した。ムチンとしてＣＡＬＢＩＯＣＨＥＭ社の Ｍｕｃｉｎ， Ｂｏｖｉｎｅ Ｓｕｂｍａｘｉｌｌａｒｙ Ｇｌａｎｄ（カタログ番号４９９６４３）を使用した。該試験片を０．１％濃度のムチン水溶液に２０時間３７℃の条件で浸漬させた後、ＢＣＡ（ビシンコニン酸）プロテインアッセイ法によってサンプルに付着したムチンの量を定量した。Ｎ＝３の平均値をムチン付着量とした。
＜摩擦係数＞
以下の条件で、リン酸緩衝液で濡れた状態の医療デバイス表面の摩擦係数をＮ＝３で測定し、平均値を摩擦係数とした。
装置：摩擦感テスターＫＥＳ−ＳＥ（カトーテック株式会社製）
摩擦ＳＥＮＳ：Ｈ
測定ＳＰＥＥＤ：２×１ｍｍ／ｓｅｃ
摩擦荷重：４４ｇ。

＜分子量測定＞
親水性ポリマーの分子量は以下に示す条件で測定した。
装置：島津製作所製 Ｐｒｏｍｉｎｅｎｃｅ ＧＰＣシステム
ポンプ：ＬＣ−２０ＡＤ
オートサンプラ：ＳＩＬ−２０ＡＨＴ
カラムオーブン：ＣＴＯ−２０Ａ
検出器：ＲＩＤ−１０Ａ
カラム：東ソー社製ＧＭＰＷＸＬ（内径７．８ｍｍ×３０ｃｍ、粒子径１３μｍ）
溶媒：水／メタノール＝１／１（０．１Ｎ硝酸リチウム添加）
流速：０．５ｍＬ／分
測定時間：３０分
サンプル濃度：０．１〜０．３質量％
サンプル注入量：１００μＬ
標準サンプル：Ａｇｉｌｅｎｔ社製ポリエチレンオキシド標準サンプル（０．１ｋＤ〜１２５８ｋＤ）。

＜ｐＨ測定法＞
ｐＨメーターＥｕｔｅｃｈ ｐＨ２７００（Ｅｕｔｅｃｈ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ社製）を用いて溶液のｐＨを測定した。表において、親水性ポリマーおよび有機酸を含有する溶液の熱処理前ｐＨは、各実施例および比較例記載の溶液に親水性ポリマーおよび有機酸を全て添加した後、室温（２０〜２５℃）にて３０分間回転子を用い撹拌し溶液を均一とした後に測定した。また、表において、「熱処理後ｐＨ」は、熱処理を１回行った後、溶液を室温（２０〜２５℃）まで冷却した直後に測定したｐＨである。

＜親水性ポリマー層の膜厚＞
乾燥状態の医療デバイスの断面を透過型電子顕微鏡を用いて観察することで行った。３ヶ所場所を変えて、各視野につき、１ヶ所膜厚を測定し、計３ヶ所の膜厚の平均値を記載した。
装置： 透過型電子顕微鏡条件： 加速電圧 １００ｋＶ
試料調製： ＲｕＯ_４染色を用いた超薄切片法により試料調製を行った。基材と親水性ポリマー層の判別が困難な場合、ＯｓＯ_４染色を行っても良い。本実施例では、基材がシリコーンヒドロゲル系またはシリコーン系の場合、ＲｕＯ_４染色を行った。超薄切片の作製には、ウルトラミクロトームを用いた。

［製造例１］
式（Ｍ１）で表される両末端にメタクリロイル基を有するポリジメチルシロキサン（ＦＭ７７２６、ＪＮＣ株式会社、Ｍｗ：３０，０００）２８質量部、式（Ｍ２）で表されるシリコーンモノマー（ＦＭ０７２１、ＪＮＣ株式会社、Ｍｗ：５，０００）７質量部、トリフルオロエチルアクリレート（“ビスコート（登録商標）”３Ｆ、大阪有機化学工業株式会社）５７．９質量部、２−エチルへキシルアクリレート（東京化成工業株式会社）７質量部およびジメチルアミノエチルアクリレート（株式会社興人）０．１質量部と、これらのモノマーの総質量に対し、光開始剤“イルガキュア（登録商標）”８１９（長瀬産業株式会社）５，０００ｐｐｍ、紫外線吸収剤（ＲＵＶＡ−９３、大塚化学）５，０００ｐｐｍ、着色剤（ＲＢ２４６、Ａｒｒａｎ ｃｈｅｍｉｃａｌ）１００ｐｐｍを準備し、さらに前記モノマーの総質量１００質量部に対して１０質量部のｔ−アミルアルコールを準備して、これら全てを混合し、撹拌した。撹拌された混合物をメンブレンフィルター（孔径：０．４５μｍ）でろ過して不溶分を除いてモノマー混合物を得た。

透明樹脂（ベースカーブ側の材質：ポリプロピレン、フロントカーブ側の材質：ポリプロピレン）製のコンタクトレンズ用モールドに上記モノマー混合物を注入し、光照射（波長４０５ｎｍ（±５ｎｍ）、照度：０〜０．７ｍＷ／ｃｍ^２、３０分間）して重合し、ケイ素原子を含む低含水性軟質材料からなる成型体を得た。

重合後に、得られた成型体を、フロントカーブとベースカーブを離型したモールドごと、６０℃の１００質量％イソプロピルアルコール水溶液中に１．５時間浸漬して、モールドからコンタクトレンズ形状の成型体を剥離した。得られた成型体を、６０℃に保った大過剰量の１００質量％イソプロピルアルコール水溶液に２時間浸漬して残存モノマーなどの不純物を抽出した。その後、室温（２０℃〜２３℃）中で１２時間乾燥させて基材を得た。

＜リン酸緩衝液＞
下記実施例、比較例のプロセスおよび上記した測定において使用したリン酸緩衝液は、以下の組成を有する水溶液である。なお、下の組成中、ＥＤＴＡ２Ｎａは、エチレンジアミン四酢酸二水素二ナトリウムを表す。
ＫＣｌ ０．２ｇ／Ｌ
ＫＨ_２ＰＯ_４ ０．２ｇ／Ｌ
ＮａＣｌ ８．０ｇ／Ｌ
Ｎａ_２ＨＰＯ_４ １．１９ｇ／Ｌ
ＥＤＴＡ２Ｎａ ０．５ｇ／Ｌ。

［実施例１］
基材として、シリコーンを主成分とする市販シリコーンヒドロゲルレンズ“１ｄａｙ Ａｃｕｖｕｅ Ｏａｓｙｓ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製、ｓｅｎｏｆｉｌｃｏｎＡ）を使用した。基材を０．４ｍｏｌ／ＬのＮａＯＨ水溶液（ｐＨ１２．０）に浸漬させ、９０℃１５分間定温乾燥器を用いて加熱し、前処理を行った。前処理後の基材を、アクリル酸／メタクリル酸２−ヒドロキシエチル／Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミド共重合体（共重合におけるモル比１／１／２、Ｍｗ：４３０，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．６質量％含有し、クエン酸によりｐＨ３．４に調整された溶液（コート液）に浸漬し、室温で１５分間静置した。基材を前記コート液から取り出して、同じ組成の新たなコート液に入れ、９０℃３０分間定温乾燥器を用いて加熱した。得られた医療デバイスをリン酸緩衝液で洗浄後、新たなリン酸緩衝液に入れ、さらに１２１℃３０分間オートクレーブを用いて滅菌した。得られた医療デバイスについて上記方法を用いて評価した結果を表１〜３に示す。

［実施例２］
基材として、製造例１の基材を使用した。基材を０．９ｍｏｌ／ＬのＮａＯＨ水溶液（ｐＨ１２．４）に浸漬させ、９０℃３０分間定温乾燥器にて加熱し、前処理を行った。前処理後の基材を、アクリル酸／メタクリル酸２−ヒドロキシエチル／Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミド共重合体（共重合におけるモル比１／１／２、Ｍｗ：４３０，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．６質量％含有し、クエン酸によりｐＨ３．４に調整された溶液（コート液）に浸漬し、室温で一晩静置した。基材を前記コート液から取り出して、同じ組成の新たなコート液に入れ、９０℃３０分間定温乾燥器を用いて加熱した。得られた医療デバイスをリン酸緩衝液で洗浄後、新たなリン酸緩衝液に入れ、さらに１２１℃３０分間オートクレーブを用いて滅菌した。得られた医療デバイスについて上記方法にて評価した結果を表１〜３に示す。

［実施例３］
基材として、シリコーンを主成分とする市販シリコーンヒドロゲルレンズ“１ｄａｙ Ａｃｕｖｕｅ Ｏａｓｙｓ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製、ｓｅｎｏｆｉｌｃｏｎＡ）を使用した。基材を０．４ｍｏｌ／ＬのＮａＯＨ水溶液（ｐＨ１２．０）に浸漬させ、９０℃１５分間定温乾燥器を用いて加熱し、前処理を行った。前処理後の基材を、アクリル酸／メタクリル酸２−ヒドロキシエチル共重合体（共重合におけるモル比１／２、Ｍｗ：４００，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．６質量％含有し、クエン酸によりｐＨ３．４に調整された溶液（コート液）に浸漬し、室温で１５分間静置した。基材を前記コート液から取り出して、同じ組成の新たなコート液に入れ、９０℃３０分間定温乾燥器を用いて加熱した。得られた医療デバイスをリン酸緩衝液で洗浄後、新たなリン酸緩衝液に入れ、さらに１２１℃３０分間オートクレーブを用いて滅菌した。得られた医療デバイスについて上記方法にて評価した結果を表１〜３に示す。

［実施例４］
基材として、製造例１の基材を使用した。基材を０．９ｍｏｌ／ＬのＮａＯＨ水溶液（ｐＨ１２．４）に浸漬させ、９０℃３０分間定温乾燥器を用いて加熱し、前処理を行った。前処理後の基材を、アクリル酸／メタクリル酸２−ヒドロキシエチル共重合体（共重合におけるモル比１／２、Ｍｗ：４００，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．６質量％含有し、クエン酸によりｐＨ３．４に調整された溶液（コート液）に浸漬し、室温で一晩静置した。基材を前記コート液から取り出して、同じ組成の新たなコート液に入れ、９０℃３０分間定温乾燥器を用いて加熱した。得られた医療デバイスをリン酸緩衝液で洗浄後、新たなリン酸緩衝液に入れ、さらに１２１℃３０分間オートクレーブを用いて滅菌した。得られた医療デバイスについて上記方法にて評価した結果を表１〜３に示す。

［実施例５］
基材として、メタクリル酸２−ヒドロキシエチルを主成分とする市販ヒドロゲルレンズ“１ｄａｙ Ａｃｕｖｕｅ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製、ｅｔａｆｉｌｃｏｎＡ）を使用した。基材を０．４ｍｏｌ／ＬのＮａＯＨ水溶液（ｐＨ１２．０）に浸漬させ、８０℃１５分間定温乾燥器を用いて加熱し、前処理を行った。前処理後の基材を、アクリル酸／メタクリル酸２−ヒドロキシエチル／Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミド共重合体（共重合におけるモル比１／１／２、Ｍｗ：４３０，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．６質量％含有し、クエン酸によりｐＨ３．４に調整された溶液（コート液）に浸漬し、室温で１５分間静置した。基材を前記コート液から取り出して、同じ組成の新たなコート液に入れ、８０℃３０分間定温乾燥器を用いて加熱した。得られた医療デバイスをリン酸緩衝液で洗浄後、新たなリン酸緩衝液に入れ、さらに１２１℃３０分間オートクレーブを用いて滅菌した。得られた医療デバイスについて上記方法にて評価した結果を表１〜３に示す。

［実施例６］
基材として、製造例１の基材を使用した。基材を０．９ｍｏｌ／ＬのＫＯＨ水溶液（ｐＨ１２．４）に浸漬させ、９０℃１５分間定温乾燥器を用いて加熱し、前処理を行った。前処理後の基材を、アクリル酸／メタクリル酸２−ヒドロキシエチル共重合体（共重合におけるモル比１／２、Ｍｗ：４００，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．６質量％含有し、クエン酸によりｐＨ３．０に調整された溶液（コート液）に浸漬し、室温で一晩静置した。基材を前記コート液から取り出して、同じ組成の新たなコート液に入れ、７５℃３０分間定温乾燥器を用いて加熱した。得られた医療デバイスをリン酸緩衝液で洗浄後、新たなリン酸緩衝液に入れ、さらに１２１℃３０分間オートクレーブを用いて滅菌した。得られた医療デバイスについて上記方法にて評価した結果を表１〜３に示す。

［実施例７］
基材として、シリコーンを主成分とする市販シリコーンヒドロゲルレンズ“１ｄａｙ Ａｃｕｖｕｅ Ｏａｓｙｓ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製、ｓｅｎｏｆｉｌｃｏｎＡ）を使用した。基材を０．４ｍｏｌ／ＬのＫＯＨ水溶液（ｐＨ１２．０）に浸漬させ、９０℃１５分間定温乾燥器を用いて加熱し、前処理を行った。前処理後の基材を、アクリル酸／メタクリル酸２−ヒドロキシエチル／Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミド共重合体（共重合におけるモル比１／１／２、Ｍｗ：２００，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．６質量％含有し、クエン酸によりｐＨ３．３に調整された溶液（コート液）に浸漬し、室温で１５分間静置した。基材を前記コート液から取り出して、同じ組成の新たなコート液に入れ替え、８０℃４５分間定温乾燥器を用いて加熱した。得られた医療デバイスをリン酸緩衝液で洗浄後、新たなリン酸緩衝液に入れ、さらに１２１℃３０分間オートクレーブを用いて滅菌した。得られた医療デバイスについて上記方法にて評価した結果を表１〜３に示す。

［実施例８］
基材として、シリコーンを主成分とする市販シリコーンヒドロゲルレンズ“１ｄａｙ Ａｃｕｖｕｅ Ｏａｓｙｓ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製、ｓｅｎｏｆｉｌｃｏｎＡ）を使用した。基材を０．４ｍｏｌ／ＬのＮａＯＨ水溶液（ｐＨ１２．０）に浸漬させ、９０℃１５分間定温乾燥器を用いて加熱し、前処理を行った。前処理後の基材を、アクリル酸／メタクリル酸２−ヒドロキシエチル／Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミド共重合体（共重合におけるモル比２／２／１、Ｍｗ：４００，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．６質量％含有し、クエン酸によりｐＨ３．４に調整された溶液（コート液）に浸漬し、室温で１５分間静置した。基材を前記コート液から取り出して、同じ組成の新たなコート液に入れ、９０℃３０分間定温乾燥器を用いて加熱した。得られた医療デバイスをリン酸緩衝液で洗浄後、新たなリン酸緩衝液に入れ、さらに１２１℃３０分間オートクレーブを用いて滅菌した。得られた医療デバイスについて上記方法にて評価した結果を表１〜３に示す。

［実施例９］
基材として、シリコーンを主成分とする市販シリコーンヒドロゲルレンズ“１ｄａｙ Ａｃｕｖｕｅ Ｏａｓｙｓ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製、ｓｅｎｏｆｉｌｃｏｎＡ）を使用した。基材を０．４ｍｏｌ／ＬのＮａＯＨ水溶液（ｐＨ１２．０）に浸漬させ、９０℃１５分間定温乾燥器を用いて加熱し、前処理を行った。前処理後の基材を、アクリル酸／メタクリル酸２−ヒドロキシエチル／Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミド共重合体（共重合におけるモル比３／５／２、Ｍｗ：４００，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．６質量％含有し、クエン酸によりｐＨ３．４に調整された溶液（コート液）に浸漬し、室温で１５分間静置した。基材を前記コート液から取り出して、同じ組成の新たなコート液に入れ、９０℃３０分間定温乾燥器を用いて加熱した。得られた医療デバイスをリン酸緩衝液で洗浄後、新たなリン酸緩衝液に入れ、さらに１２１℃３０分間オートクレーブを用いて滅菌した。得られた医療デバイスについて上記方法にて評価した結果を表１〜３に示す。

［実施例１０］
基材として、シリコーンを主成分とする市販シリコーンヒドロゲルレンズ“１ｄａｙ Ａｃｕｖｕｅ Ｏａｓｙｓ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製、ｓｅｎｏｆｉｌｃｏｎＡ）を使用した。基材を０．４ｍｏｌ／ＬのＮａＯＨ水溶液（ｐＨ１２．０）に浸漬させ、９０℃１５分間定温乾燥器を用いて加熱し、前処理を行った。前処理後の基材を、アクリル酸／メタクリル酸２−ヒドロキシエチル共重合体（共重合におけるモル比２／３、Ｍｗ：３００，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．６質量％含有し、クエン酸によりｐＨ３．２に調整された溶液（コート液）に浸漬し、室温で１５分間静置した。基材を前記コート液から取り出して、同じ組成の新たなコート液に入れ、９０℃３０分間定温乾燥器を用いて加熱した。得られた医療デバイスをリン酸緩衝液で洗浄後、新たなリン酸緩衝液に入れ、さらに１２１℃３０分間オートクレーブを用いて滅菌した。得られた医療デバイスについて上記方法にて評価した結果を表１〜３に示す。

［実施例１１］
基材として、製造例１の基材を使用した。基材を０．６ｍｏｌ／ＬのＮａＯＨ水溶液（ｐＨ１２．１）に浸漬させ、７０℃６０分間定温乾燥器を用いて加熱し、前処理を行った。前処理後の基材を、アクリル酸／メタクリル酸２−ヒドロキシエチル／Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミド共重合体（共重合におけるモル比１／１／２、Ｍｗ：５５０，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．２質量％含有し、クエン酸によりｐＨ３．３に調整された溶液（コート液）に入れ替え、７０℃３０分間オートクレーブを用いて加熱した。得られた医療デバイスをリン酸緩衝液で洗浄後、新たなリン酸緩衝液に入れ、さらに１２１℃３０分間オートクレーブを用いて滅菌した。得られた医療デバイスについて上記方法にて評価した結果を表１〜３に示す。

［実施例１２］
基材として、シリコーンを主成分とする市販シリコーンヒドロゲルレンズ“１ｄａｙ Ａｃｕｖｕｅ Ｏａｓｙｓ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製、ｓｅｎｏｆｉｌｃｏｎＡ）を使用した。基材を０．６ｍｏｌ／ＬのＮａＯＨ水溶液（ｐＨ１２．１）に浸漬させ、６０℃９０分間定温乾燥器を用いて加熱し、前処理を行った。前処理後の基材を、アクリル酸／メタクリル酸２−ヒドロキシエチル／Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミド共重合体（共重合におけるモル比１／１／２、Ｍｗ：５５０，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．２質量％含有し、クエン酸によりｐＨ３．３に調整された溶液（コート液）に入れ、７０℃３０分間オートクレーブを用いて加熱した。得られた医療デバイスをリン酸緩衝液で洗浄後、新たなリン酸緩衝液に入れ、さらに１２１℃３０分間オートクレーブを用いて滅菌した。得られた医療デバイスについて上記方法にて評価した結果を表１〜３に示す。

［実施例１３］
基材として、メタクリル酸２−ヒドロキシエチルを主成分とする市販ヒドロゲルレンズ“１ｄａｙ Ａｃｕｖｕｅ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製、ｅｔａｆｉｌｃｏｎＡ）を使用した。基材を０．６ｍｏｌ／ＬのＮａＯＨ水溶液（ｐＨ１２．１）に浸漬させ、５０℃１００分間定温乾燥器を用いて加熱し、前処理を行った。前処理後の基材を、アクリル酸／メタクリル酸２−ヒドロキシエチル／Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミド共重合体（共重合におけるモル比１／１／２、Ｍｗ：５５０，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．２質量％含有、クエン酸によりｐＨ３．３に調整された溶液（コート液）に入れ、７０℃３０分間オートクレーブを用いて加熱した。得られた医療デバイスをリン酸緩衝液で洗浄後、新たなリン酸緩衝液に入れ、さらに１２１℃３０分間オートクレーブを用いて滅菌した。得られた医療デバイスについて上記方法にて評価した結果を表１〜３に示す。

［比較例１］
基材として、シリコーンを主成分とする市販シリコーンヒドロゲルレンズ“１ｄａｙ Ａｃｕｖｕｅ Ｏａｓｙｓ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製、ｓｅｎｏｆｉｌｃｏｎＡ）を使用した。基材を０．４ｍｏｌ／ＬのＮａＯＨ水溶液（ｐＨ１２．０）に浸漬させ、９０℃１５分間定温乾燥器を用いて加熱し、前処理を行った。前処理後の基材を、ポリアクリル酸“Ｓｏｋａｌａｎ（登録商標） ＰＡ１１０Ｓ”（Ｍｗ：２５０，０００、ＢＡＳＦ社製）をリン酸緩衝液中に０．６質量％含有し、クエン酸によりｐＨ３．４に調整された溶液（コート液）に浸漬し、室温で１５分間静置した。基材を前記コート液から取り出して、同じ組成の新たなコート液に入れ、９０℃３０分間定温乾燥器を用いて加熱した。得られた医療デバイスをリン酸緩衝液で洗浄後、新たなリン酸緩衝液に入れ、さらに１２１℃３０分間オートクレーブを用いて滅菌した。得られた医療デバイス（親水性ポリマー層は確認されず）について上記方法にて評価した結果を表４〜６に示す。

［比較例２］
基材として、シリコーンを主成分とする市販シリコーンヒドロゲルレンズ“１ｄａｙ Ａｃｕｖｕｅ Ｏａｓｙｓ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製、ｓｅｎｏｆｉｌｃｏｎＡ）を使用した。基材を０．４ｍｏｌ／ＬのＮａＯＨ水溶液（ｐＨ１２．０）に浸漬し、５０℃１０分間定温乾燥器を用いて加熱し、前処理を行った。前処理後の基材を、アクリル酸／メタクリル酸２−ヒドロキシエチル／Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミド共重合体（共重合におけるモル比１／１／２、Ｍｗ：４３０，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．６質量％含有し、をクエン酸によりｐＨ３．４に調整された溶液（コート液）に浸漬し、室温で１５分間静置した。基材を前記コート液から取り出して、同じ組成の新たなコート液に入れ、３０℃３０分間定温乾燥器を用いて加熱した。得られた医療デバイスをリン酸緩衝液で洗浄後、新たなリン酸緩衝液に入れ、さらに１２１℃３０分間オートクレーブを用いて滅菌した。得られた医療デバイス（親水性ポリマー層は確認されず）について上記方法にて評価した結果を表４〜６に示す。

［比較例３］
基材として、製造例１の基材を使用した。基材を０．４ｍｏｌ／ＬのＮａＯＨ水溶液（ｐＨ１２．０）に浸漬させ、９０℃１５分間定温乾燥器を用いて加熱し、前処理を行った。前処理後の基材を、アクリル酸／Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミド共重合体（共重合におけるモル比１／９、Ｍｗ：８００，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．２質量％含有し、クエン酸によりｐＨ３．２に調整された溶液（コート液）に浸漬し、室温で１５分間静置した。基材を前記コート液から取り出して、同じ組成の新たなコート液に入れ、５０℃３０分間定温乾燥器を用いて加熱した。得られた医療デバイスをリン酸緩衝液で洗浄後、新たなリン酸緩衝液に入れ、さらに１２１℃３０分間オートクレーブを用いて滅菌した。得られた医療デバイス（親水性ポリマー層は確認されず）について上記方法にて評価した結果を表４〜６に示す。

［比較例４］
基材として、シリコーンを主成分とする市販シリコーンヒドロゲルレンズ“１ｄａｙ Ａｃｕｖｕｅ Ｏａｓｙｓ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製、ｓｅｎｏｆｉｌｃｏｎＡ）を使用した。基材を０．４ｍｏｌ／ＬのＮａＯＨ水溶液（ｐＨ１２．０）に浸漬させ、９０℃１５分間定温乾燥器を用いて加熱した。得られた医療デバイスをリン酸緩衝液で洗浄後、新たなリン酸緩衝液に入れ、さらに１２１℃３０分間オートクレーブを用いて滅菌した。得られた医療デバイス（親水性ポリマー層は確認されず）について上記方法にて評価した結果を表４〜６に示す。

［比較例５］
基材として、シリコーンを主成分とする市販シリコーンヒドロゲルレンズ“１ｄａｙ Ａｃｕｖｕｅ Ｏａｓｙｓ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製、ｓｅｎｏｆｉｌｃｏｎＡ）を使用した。基材を０．４ｍｏｌ／ＬのＮａＯＨ水溶液（ｐＨ１２．０）に浸漬し、５０℃１０分間定温乾燥器を用いて加熱し、前処理を行った。前処理後の基材を、アクリル酸／Ｎ−ビニルピロリドン共重合体（共重合におけるモル比１／９、Ｍｗ：５００，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．２質量％含有し、クエン酸によりｐＨ４．０に調整された溶液（コート液）に浸漬し、室温で１５分間静置した。基材を前記コート液から取り出して、同じ組成の新たなコート液に入れ、９０℃３０分間定温乾燥器を用いて加熱した。得られた医療デバイスをリン酸緩衝液で洗浄後、新たなリン酸緩衝液に入れ、さらに１２１℃３０分間オートクレーブを用いて滅菌した。得られた医療デバイス（親水性ポリマー層は確認されず）について上記方法にて評価した結果を表４〜６に示す。

［比較例６］
基材として、シリコーンを主成分とする市販シリコーンヒドロゲルレンズ“１ｄａｙ Ａｃｕｖｕｅ Ｏａｓｙｓ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製、ｓｅｎｏｆｉｌｃｏｎＡ）を使用した。基材を０．４ｍｏｌ／ＬのＮａＯＨ水溶液（ｐＨ１２．０）に浸漬させ、９０℃１５分間定温乾燥器を用いて加熱し、前処理を行った。前処理後の基材を、ポリジメチルアクリルアミド（Ｍｗ：３６０，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．１質量％含有し、クエン酸によりｐＨ４．０に調整された溶液（コート液）に浸漬し、室温で１５分間静置した。基材を前記コート液から取り出して、同じ組成の新たなコート液に入れ、９０℃３０分間定温乾燥器を用いて加熱した。得られた医療デバイスをリン酸緩衝液で洗浄後、新たなリン酸緩衝液に入れ、さらに１２１℃３０分間オートクレーブを用いて滅菌した。得られた医療デバイス（親水性ポリマー層は確認されず）について上記方法にて評価した結果を表４〜６に示す。

［比較例７］
基材として、製造例１の基材を使用した。基材を０．４ｍｏｌ／ＬのＮａＯＨ水溶液（ｐＨ１２．０）に浸漬し、室温２３℃で１５分間放置した。その後、基材を、アクリル酸／メタクリル酸２−ヒドロキシエチル共重合体（共重合におけるモル比１／２、Ｍｗ：４００，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．１質量％含有しクエン酸によりｐＨ３．０に調整された溶液（コート液）に浸漬し、室温で１５分間静置した。基材を前記コート液から取り出して、同じ組成の新たなコート液に入れ、６０℃３０分間定温乾燥器を用いて加熱した。得られた医療デバイスをリン酸緩衝液で洗浄後、新たなリン酸緩衝液に入れ、さらに１２１℃３０分間オートクレーブを用いて滅菌した。得られた医療デバイス（親水性ポリマー層は確認されず）について上記方法にて評価した結果を表４〜６に示す。

［比較例８］
基材として、製造例１の基材を使用した。基材を０．４ｍｏｌ／ＬのＮａＯＨ水溶液（ｐＨ１２．０）に浸漬させ、９０℃１５分間定温乾燥器を用いて加熱し、前処理を行った。前処理後の基材を、ポリアクリル酸“Ｓｏｋａｌａｎ（登録商標） ＰＡ１１０Ｓ”（Ｍｗ：２５０，０００、ＢＡＳＦ社製）をリン酸緩衝液中に０．２質量％含有し、クエン酸によりｐＨ５．０に調整された溶液（コート液）に浸漬し、室温で１５分間静置した。基材を前記コート液から取り出して、同じ組成の新たなコート液に入れ、５０℃３０分間定温乾燥器を用いて加熱した。得られた医療デバイスをリン酸緩衝液で洗浄後、新たなリン酸緩衝液に入れ、さらに１２１℃３０分間オートクレーブを用いて滅菌した。得られた医療デバイス（親水性ポリマー層は確認されず）について上記方法にて評価した結果を表４〜６に示す。

［比較例９］
基材として、製造例１の基材を使用した。基材を０．４ｍｏｌ／ＬのＮａＯＨ水溶液（ｐＨ１２．０）に浸漬し、９０℃１５分間定温乾燥器を用いて加熱した。得られた医療デバイスをリン酸緩衝液で洗浄後、新たなリン酸緩衝液に入れ、さらに１２１℃３０分間オートクレーブを用いて滅菌した。得られた医療デバイス（親水性ポリマー層は確認されず）について上記方法にて評価した結果を表４〜６に示す。

［比較例１０］
基材として、製造例１の基材を使用した。基材を０．４ｍｏｌ／ＬのＮａＯＨ水溶液（ｐＨ１２．０）に浸漬し、室温（２０℃〜２３℃）で１５分間放置した。その後、アクリル酸／メタクリル酸２−ヒドロキシエチル／Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミド共重合体（共重合におけるモル比１／１／２、Ｍｗ：４３０，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．６質量％含有し、クエン酸によりｐＨ３．４に調整された溶液（コート液）に浸漬し、室温で１５分間静置した。基材を前記コート液から取り出して、同じ組成の新たなコート液に入れ、４０℃３０分間定温乾燥器を用いて加熱した。得られた医療デバイスをリン酸緩衝液で洗浄後、新たなリン酸緩衝液に入れ、さらに１２１℃３０分間オートクレーブを用いて滅菌した。得られた医療デバイス（親水性ポリマー層は確認されず）について上記方法にて評価した結果を表４〜６に示す。

［比較例１１］
基材として、製造例１の基材を使用した。基材を０．６ｍｏｌ／ＬのＮａＯＨ水溶液（ｐＨ１２．１）に浸漬させ、４０℃６０分間定温乾燥器を用いて加熱し、前処理を行った。前処理後の基材を、アクリル酸／メタクリル酸２−ヒドロキシエチル／Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミド共重合体（共重合におけるモル比１／１／８、Ｍｗ：４８０，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．２質量％含有し、クエン酸によりｐＨ３．６に調整された溶液（コート液）に入れ、７０℃３０分間オートクレーブを用いて加熱した。得られた医療デバイスをリン酸緩衝液で洗浄後、新たなリン酸緩衝液に入れ、さらに１２１℃３０分間オートクレーブを用いて滅菌した。得られた医療デバイスについて上記方法にて評価した結果を表１〜３に示す。

［比較例１２］
基材として、シリコーンを主成分とする市販シリコーンヒドロゲルレンズ“１ｄａｙ Ａｃｕｖｕｅ Ｏａｓｙｓ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製、ｓｅｎｏｆｉｌｃｏｎＡ）を使用した。基材を０．６ｍｏｌ／ＬのＮａＯＨ水溶液（ｐＨ１２．１）に浸漬し、４５℃６０分間定温乾燥器を用いて加熱し、前処理を行った。前処理後の基材を、アクリル酸／メタクリル酸２−ヒドロキシエチル／Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミド共重合体（共重合におけるモル比１／１／２、Ｍｗ：５５０，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．２質量％含有し、クエン酸によりｐＨ３．８に調整された溶液（コート液）に入れ、７０℃１０分間オートクレーブを用いて加熱した。得られた医療デバイスをリン酸緩衝液で洗浄後、新たなリン酸緩衝液に入れ、さらに１２１℃３０分間オートクレーブを用いて滅菌した。得られた医療デバイスについて上記方法にて評価した結果を表１〜３に示す。

［比較例１３］
基材として、メタクリル酸２−ヒドロキシエチルを主成分とする市販ヒドロゲルレンズ“１ｄａｙ Ａｃｕｖｕｅ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製、ｅｔａｆｉｌｃｏｎＡ）を使用した。基材を０．６ｍｏｌ／ＬのＮａＯＨ水溶液（ｐＨ１２．１）に浸漬し、４５℃９０分間定温乾燥器を用いて加熱し、前処理を行った。前処理後の基材を、アクリル酸／メタクリル酸２−ヒドロキシエチル／Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミド共重合体（共重合におけるモル比１／１／２、Ｍｗ：５５０，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．２質量％含有し、クエン酸によりｐＨ４．０に調整された溶液（コート液）に入れ、７０℃１０分間オートクレーブを用いて加熱した。得られた医療デバイスをリン酸緩衝液で洗浄後、新たなリン酸緩衝液に入れ、さらに１２１℃３０分間オートクレーブを用いて滅菌した。得られた医療デバイスについて上記方法にて評価した結果を表１〜３に示す。

Claims (12)

1. 基材と、親水性ポリマーの層とを有する医療デバイスを製造する方法であって、基材をアルカリ溶液中に配置して温度５０℃〜１００℃の範囲内で加熱する前処理を行った基材を、酸性基およびヒドロキシアルキル基を有する親水性ポリマーと、有機酸とを含む溶液中に配置して温度５０℃〜１００℃の範囲内で加熱する工程を含む医療デバイスの製造方法。
2. 得られた医療デバイスの液膜保持時間が１０秒以上である請求項１に記載の医療デバイスの製造方法。
3. 前記前処理を行った基材を、親水性ポリマーと有機酸とを含む溶液中に配置して温度５０℃〜１００℃の範囲内で加熱する工程における初期ｐＨが、ｐＨ２．０〜６．０の範囲内である、請求項１または２に記載の医療デバイスの製造方法。
4. 前記前処理を行った基材を親水性ポリマーと有機酸とを含む溶液中に配置して加熱する工程における加熱温度が、６０℃〜９５℃の範囲内である、請求項１〜３のいずれかに記載の医療デバイスの製造方法。
5. 前記親水性ポリマーがさらにアミド基を有する、請求項１〜４のいずれかに記載の医療デバイスの製造方法。
6. 前記有機酸が、酢酸、クエン酸、ギ酸、アスコルビン酸、トリフルオロメタンスルホン酸、およびメタンスルホン酸からなる群から選ばれる１種類以上である、請求項１〜５のいずれかに記載の医療デバイスの製造方法。
7. 前記基材が、ヒドロゲル、シリコーンヒドロゲル、低含水性軟質材料、および低含水性硬質材料、からなる群から選ばれる１種類以上を含むものである、請求項１〜６のいずれかに記載の医療デバイスの製造方法。
8. 前記ヒドロゲルが、ｔｅｆｉｌｃｏｎ、ｔｅｔｒａｆｉｌｃｏｎ、ｈｅｌｆｉｌｃｏｎ、ｍａｆｉｌｃｏｎ、ｐｏｌｙｍａｃｏｎ、ｈｉｏｘｉｆｉｌｃｏｎ、ａｌｆａｆｉｌｃｏｎ、ｏｍａｆｉｌｃｏｎ、ｈｉｏｘｉｆｉｌｃｏｎ、ｎｅｌｆｉｌｃｏｎ、ｎｅｓｏｆｉｌｃｏｎ、ｈｉｌａｆｉｌｃｏｎ、ａｃｏｆｉｌｃｏｎ、ｄｅｌｔａｆｉｌｃｏｎ、ｅｔａｆｉｌｃｏｎ、ｆｏｃｏｆｉｌｃｏｎ、ｏｃｕｆｉｌｃｏｎ、ｐｈｅｍｆｉｌｃｏｎ、ｍｅｔｈａｆｉｌｃｏｎ、およびｖｉｌｆｉｌｃｏｎからなる群から選ばれる１種類以上である、請求項７に記載の医療デバイスの製造方法。
9. 前記シリコーンヒドロゲルが、ｌｏｔｒａｆｉｌｃｏｎ、ｇａｌｙｆｉｌｃｏｎ、ｎａｒａｆｉｌｃｏｎ、ｓｅｎｏｆｉｌｃｏｎ、ｃｏｍｆｉｌｃｏｎ、ｅｎｆｉｌｃｏｎ、ｂａｌａｆｉｌｃｏｎ、ｅｆｒｏｆｉｌｃｏｎ、ｆａｎｆｉｌｃｏｎ、ｓｏｍｏｆｉｌｃｏｎ、ｓａｍｆｉｌｃｏｎ、ｏｌｉｆｉｌｃｏｎ、ａｓｍｏｆｉｌｃｏｎ、ｆｏｒｍｏｆｉｌｃｏｎ、ｓｔｅｎｆｉｌｃｏｎ、ａｂａｆｉｌｃｏｎ、ｍａｎｇｏｆｉｌｃｏｎ、ｒｉｏｆｉｌｃｏｎ、ｓｉｆｉｌｃｏｎ、ｌａｒａｆｉｌｃｏｎ、およびｄｅｌｅｆｉｌｃｏｎからなる群から選ばれる１種類以上である、請求項７に記載の医療デバイスの製造方法。
10. 前記低含水性軟質材料が、ケイ素原子を含む材料である、請求項７に記載の医療デバイスの製造方法。
11. 前記医療デバイスが、眼用レンズ、皮膚用被覆材、創傷被覆材、皮膚用保護材、皮膚用薬剤担体、輸液用チューブ、気体輸送用チューブ、排液用チューブ、血液回路、被覆用チューブ、カテーテル、ステント、シース、バイオセンサーチップ、人工心肺または内視鏡用被覆材である、請求項１〜１０のいずれかに記載の医療デバイスの製造方法。
12. 前記眼用レンズがコンタクトレンズである、請求項１１に記載の医療デバイスの製造方法。