WO2013024801A1 - 医療デバイスおよびその製造方法 - Google Patents

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WO2013024801A1
WO2013024801A1 PCT/JP2012/070437 JP2012070437W WO2013024801A1 WO 2013024801 A1 WO2013024801 A1 WO 2013024801A1 JP 2012070437 W JP2012070437 W JP 2012070437W WO 2013024801 A1 WO2013024801 A1 WO 2013024801A1
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group
medical device
molded body
acidic
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PCT/JP2012/070437
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藤澤和彦
北川瑠美子
中村正孝
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東レ株式会社
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    • A61L2430/16—Materials or treatment for tissue regeneration for reconstruction of eye parts, e.g. intraocular lens, cornea

Definitions

  • the present invention relates to a medical device and a manufacturing method thereof.
  • a medical device is a soft contact lens (soft eye lens).
  • Soft contact lens soft eye lens
  • a commercially available soft contact lens generally uses a hydrogel material having a moisture content of about 25% to about 80%.
  • a hydrous soft contact lens made of a hydrogel material contains water, a phenomenon occurs in which water evaporates from the contact lens. As a result, a certain percentage of contact lens wearers may feel more uncomfortable and feel uncomfortable than when they are naked. Some complained of symptoms called contact lens dry eye.
  • hydrous soft contact lenses made of hydrogel materials are easily contaminated by components in tear fluid, and also contain a large amount of water, so there is also a risk of bacterial propagation.
  • a platinum-based catalyst is added to a mixture of polydimethylsiloxane and methylhydrogenpolysiloxane having both molecular chain ends blocked with vinylmethylsilyl groups, A silicone rubber lens obtained by a method of heat-curing by a molding method is known (see Patent Document 1).
  • Patent Documents 2 to 7 describe contact lens materials having high oxygen permeability mainly composed of polysiloxane having a plurality of polymerizable functional groups and TRIS type polysiloxane having a polymerizable functional group at one end.
  • Patent Document 6 discloses a contact lens material made of a polymer obtained by copolymerizing a bifunctional organosiloxane macromer alone or with another monomer, and as a monomer used for copolymerization, Acrylic acid fluoroalkyl esters or methacrylic acid fluoroalkyl esters, and acrylic acid alkyl esters or methacrylic acid alkyl esters are disclosed.
  • silicone rubber lenses are widely used because they have defects such as peeling of the hydrophilic treatment layer applied to improve the hydrophobicity of the lens surface, and sticking to the cornea due to excessive elasticity. It was not reached until it was made.
  • a material mainly composed of polysiloxane having a plurality of polymerizable functional groups has high oxygen permeability and flexibility, and is considered to be one of materials suitable for contact lenses.
  • the adhesiveness remains on the surface of the lens after polymerization, there is a concern that the lens surface adheres to the cornea, and the balance between mechanical properties such as flexibility and bending resistance of the lens is insufficient.
  • Patent Document 7 discloses a polymer containing alkoxysilane and a silicone monomer as constituents as a material for a non-hydrous soft contact lens.
  • alkoxysilane generally tends to undergo hydrolysis and condensation, and when condensation occurs, it functions as a cross-linking agent, so that the elastic modulus is increased.
  • the contact lens becomes hard and the wearing feeling deteriorates.
  • the silicone monomer when the silicone part has a branched structure, there is a problem that the shape recoverability of the contact lens is lowered when the content of the silicone monomer is increased.
  • a method of coating and laminating two or more layers of polymer materials one by one is known (for example, Patent Documents). 8-10).
  • a method of alternately coating two polymer materials having opposite charges one by one is called an LbL method or the like, and each layer of material is non-covalently bonded to another layer of a different material. It is considered.
  • the high oxygen-permeable soft ophthalmic lens that clearly shows the usefulness of this method is only of a silicone hydrogel material, and its usefulness for a low hydrous soft ophthalmic lens has not been known.
  • the conventional LbL coating is performed in multiple layers such as about 4 to 20 layers, which may increase the manufacturing process and increase the manufacturing cost.
  • the present invention has been made in view of the above, and provides a medical device that is excellent in wettability and slipperiness, greatly reduces or avoids the phenomenon of sticking to the cornea and the like during wearing, and is soft and difficult to tear. With the goal.
  • Another object of the present invention is to manufacture a medical device at a low cost by a simple process.
  • the present invention has the following configuration.
  • the present invention relates to a medical device in which a layer composed of an acidic polymer and a basic polymer is formed on at least a part of the surface of a low hydrous soft substrate, wherein the low hydrous soft substrate is 1 per molecule.
  • a copolymer containing a monofunctional monomer component M having a polymerizable functional group and a silicone moiety is a main component.
  • the number average molecular weight of the monofunctional monomer component M is preferably 300 to 120,000.
  • the monofunctional monomer component M is preferably selected from the components represented by the following formula (M1).
  • X 3 represents a polymerizable functional group.
  • R 11 to R 19 each independently represents a substituent selected from hydrogen, an alkyl group having 1 to 20 carbon atoms, a phenyl group, and a fluoroalkyl group having 1 to 20 carbon atoms.
  • L 3 represents a divalent group.
  • c and d each independently represents an integer of 0 to 700. However, c and d are not 0 at the same time.
  • the substrate is (1) a copolymer comprising the component M and the following component A; or (2) a copolymer comprising the component M, the following component A and component B; Is preferably the main component;
  • Component A a polysiloxane compound having a plurality of polymerizable functional groups per molecule and having a number average molecular weight of 6000 or more;
  • Component B a polymerizable monomer having a fluoroalkyl group.
  • the present invention is also a method for producing a medical device comprising the following steps 1a to 3a in this order; ⁇ Step 1a> Polymerizing a mixture containing component M, which is a monofunctional monomer having one polymerizable functional group per molecule and a silicone moiety, to obtain a molded body; ⁇ Step 2a> A step of washing and removing excess basic polymer solution after contacting the molded body with the basic polymer solution; ⁇ Step 3a> A step of washing and removing excess acidic polymer solution after bringing the molded body into contact with the acidic polymer solution.
  • the present invention is a method for manufacturing a medical device including the following steps 1b to 4b in this order; ⁇ Step 1b> Polymerizing a mixture containing component M, which is a monofunctional monomer having one polymerizable functional group per molecule and a silicone moiety, to obtain a molded body; ⁇ Step 2b> A step of washing and removing excess acidic polymer solution after contacting the molded body with the acidic polymer solution; ⁇ Step 3b> A step of washing and removing excess basic polymer solution after contacting the molded body with the basic polymer solution; ⁇ Step 4b> A step of washing and removing excess acidic polymer solution after bringing the molded body into contact with the acidic polymer solution.
  • the medical device of the present invention is excellent in slipperiness and wettability, the phenomenon of sticking to the cornea at the time of wearing, which has been a problem in conventional low hydrous soft ophthalmic lenses, can be greatly reduced or avoided. Moreover, since the medical device of the present invention has a low water content, it can reduce the risk of bacterial growth. Furthermore, the medical device of the present invention has an effect of exhibiting excellent mechanical properties that are not found in conventional medical devices, which are both soft and difficult to break by making the elastic modulus and elongation of the base material within desired ranges. . Moreover, the medical device of this invention has the effect that it is excellent in shape recovery property, when stress zero time falls.
  • FIG. 1 is a schematic diagram illustrating an apparatus for measuring a surface friction coefficient of a sample of a medical device according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 1 shows a state in which a standard measuring jig and a friction piece are set.
  • FIG. 2 is a schematic diagram showing a configuration of a main part of the measuring jig and the friction element for measuring the surface friction coefficient of the sample of the medical device according to the embodiment of the present invention as seen from the A direction shown in FIG.
  • FIG. 3 is a partial cross-sectional view illustrating a configuration of a main part of a measurement jig and a friction element for measuring a surface friction coefficient of a sample of a medical device according to an embodiment of the present invention.
  • the medical device used in the present invention refers to a device that is used for medical purposes and is used in contact with a patient or in contact with a tissue collected from the patient, for example, blood or other body fluid.
  • a tissue collected from the patient for example, blood or other body fluid.
  • Preferable examples include ophthalmic lenses, endoscopes, catheters, infusion tubes, gas transport tubes, stents, sheaths, cuffs, tube connectors, access ports, drainage bags, blood circuits, skin materials or drug carriers.
  • low water content means that the water content is 10% by mass or less.
  • Soft means that the elastic modulus (tensile elastic modulus) is 10 MPa or less.
  • the moisture content is determined by, for example, ⁇ (in the wet state) from the mass of the film-shaped dry test piece (the mass in the dry state) and the mass of the test piece in the wet state (the mass in the wet state). Mass) ⁇ (mass in the dry state) / mass in the wet state ⁇ ⁇ 100.
  • the medical device of the present invention has a low water content, when used as an ophthalmic lens, the medical device has a feature that the eye feels dry and the wearer feels excellent. Moreover, since the medical device of the present invention has a low water content, it has an advantage that the risk of bacterial growth is low.
  • the moisture content is more preferably 5% or less, further preferably 2% or less, and most preferably 1% or less. If the water content is too high, it is not preferable because the dryness of the eyes of the ophthalmic lens wearer increases and the risk of bacterial growth increases.
  • the elastic modulus (tensile elastic modulus) of the medical device of the present invention is preferably 0.01 to 1.0 MPa, more preferably 0.1 to 0.8 MPa, still more preferably 0.1 to 0.7 MPa, 0.2 More preferably, ⁇ 0.6 MPa is more preferable, and 0.2 to 0.55 MPa is most preferable. If the elastic modulus is too small, it tends to be too soft and difficult to handle. If the elastic modulus is too large, it is too hard and the wearing feeling tends to be poor when it comes into contact with the patient's skin or when a lens is attached. An elastic modulus of 1 MPa or less is preferable because a good wearing feeling can be obtained. The elastic modulus is measured on a wet sample.
  • the elongation (tensile elongation at break) of the medical device of the present invention is preferably 100% to 1000%, more preferably 200% to 700%. If the elongation is small, the medical device is easily broken, which is not preferable. If the elongation is too large, the medical device tends to be easily deformed, which is not preferable. The elongation is measured on a wet sample.
  • the dynamic contact angle (advanced, immersion speed: 0.1 mm / sec) is preferably 100 ° or less, more preferably 90 ° or less. Preferably, it is 80 ° or less. From the viewpoint of preventing the wearer from sticking to the cornea, the dynamic contact angle is preferably lower, preferably 65 ° or less, more preferably 60 ° or less, further preferably 55 ° or less, and 50 ° or less. More preferred is 45 ° or less.
  • the dynamic contact angle is measured against a borate buffer in a sample wet with borate buffer.
  • the surface has excellent wettability from the viewpoint of familiarity with a living body. From this viewpoint, it is preferable that the liquid film holding time on the surface of the medical device is long.
  • the liquid film retention time means that when a medical device immersed in a borate buffer is pulled up from the liquid and held in the air so that the surface (diameter direction in the case of an ophthalmic lens) is vertical, the medical device This is the time during which the liquid film on the surface is held without breaking.
  • the liquid film holding time is preferably 5 seconds or longer, more preferably 10 seconds or longer, and most preferably 20 seconds or longer.
  • the diameter is the diameter of a circle formed by the edge of the lens. Further, the liquid film retention time is measured on a sample in a wet state with a borate buffer.
  • the surface of the medical device has excellent slipperiness from the viewpoint of preventing sticking to the cornea of the wearer. It is preferable to have.
  • the surface friction coefficient ratio (Qa and Qb) measured by the method shown in the examples described later is small.
  • the surface friction coefficient ratio (Qa) when wetted with a borate buffer is preferably 2 or less, more preferably 1.6 or less, and even more preferably 1 or less.
  • Qa MIUa / MIUo
  • MIUa represents the surface friction coefficient between the medical device and a smooth quartz glass plate when wetted with a borate buffer.
  • MIUo represents the surface friction coefficient between “Accuview (registered trademark) oasis” and a smooth quartz glass plate when wetted with a borate buffer.
  • the surface friction coefficient ratio Qa is preferably 1 or less, more preferably 0.8 or less, and most preferably 0.6 or less.
  • the surface friction coefficient ratio (Qb) when wet with physiological saline is preferably 3 or less, more preferably 2 or less, and further preferably 1.5 or less.
  • Qb MIUb / MIUo
  • MIUb represents the surface friction coefficient between the medical device and a smooth quartz glass plate when wet with physiological saline.
  • the medical device of the present invention tends to have a larger Qb than Qa, and in some cases, Qb can be very large.
  • the physiological saline is a liquid similar to a body fluid (for example, tear fluid in the case of a contact lens), and from the viewpoint of preventing sticking to the biological surface of a medical device (cornea in the case of an ophthalmic lens)
  • the surface friction coefficient ratio (Qb) when wet with physiological saline is also preferably small.
  • the surface friction coefficient ratio Qb is preferably 1.5 or less, more preferably 1.0 or less, and most preferably 0.8 or less.
  • the difference (Qb ⁇ Qa) between the surface friction coefficient ratio Qb when wetted with physiological saline and the surface friction coefficient ratio Qa when wetted with borate buffer is 1.6 or less. Is preferable, 1.3 or less is more preferable, and 1.0 or less is more preferable. If the difference between the surface friction coefficient ratio Qb and the surface friction coefficient ratio Qa is small, the difference between the slipperiness when the medical device is applied to a living body and the slipperiness before application (for example, when opened) tends to be small. Is preferable.
  • the medical device of the present invention preferably has high oxygen permeability from the viewpoint of oxygen supply from the atmosphere to the patient's body tissue (eye in the case of an ophthalmic lens).
  • the oxygen permeability coefficient [ ⁇ 10 ⁇ 11 (cm 2 / sec) mLO 2 / (mL ⁇ hPa)] is preferably 50 to 2000, more preferably 100 to 1500, still more preferably 200 to 1000, and most preferably 300 to 700. . If the oxygen permeability is excessively increased, other physical properties such as mechanical properties may be adversely affected, which is not preferable.
  • the oxygen permeability coefficient is measured on a dry sample.
  • the medical device of the present invention preferably has a shape recovery property, for example, a stress zero time of 1.00 seconds or less, more preferably 0.90 seconds or less, and 0.83 seconds or less. Is most preferred.
  • the zero stress time is measured by the method described in the Examples on a sample wet with borate buffer.
  • the antifouling property of the medical device can be evaluated by mucin adhesion, lipid (methyl palmitate) adhesion, and artificial tears immersion test.
  • the mucin adhesion amount is preferably 5 ⁇ g / cm 2 or less, more preferably 4 ⁇ g / cm 2 or less, and most preferably 3 ⁇ g / cm 2 or less.
  • the medical device of the present invention includes a lens-shaped or sheet-like molded body (hereinafter referred to as a base material) depending on the intended use, and an acidic polymer and a basic polymer are formed on at least a part of the surface of the base material. A layer is formed.
  • a base material a lens-shaped or sheet-like molded body depending on the intended use
  • an acidic polymer and a basic polymer are formed on at least a part of the surface of the base material.
  • a layer is formed.
  • the base material is mainly composed of a copolymer containing a monofunctional monomer component M having one polymerizable functional group and a silicone moiety per molecule.
  • component M monofunctional monomer component M having one polymerizable functional group and silicone moiety per molecule
  • the main component means a component that is contained in an amount of 50% by mass or more based on the mass of the base material in a dry state (100% by mass).
  • the copolymer containing component M means a copolymer obtained by copolymerizing component M and other monomers.
  • the silicone part represents an organic group having at least one Si—O—Si bond (siloxane bond).
  • the silicone moiety of component M is preferably linear. If the silicone site is linear, the shape recoverability of the resulting medical device is improved.
  • the term “linear” refers to a structure represented by a single linearly connected Si— (O—Si) n ⁇ 1 —O—Si bond starting from a silicon atom bonded to a group having a polymerizable group. (Where n represents an integer of 2 or more). In order for the obtained medical device to obtain sufficient shape recoverability, n is preferably an integer of 3 or more, more preferably 4 or more, still more preferably 5 or more, and most preferably 6 or more. Further, “the silicone moiety is linear” means that the silicone moiety has the linear structure described above and does not have Si—O—Si bonds that do not satisfy the conditions of the linear structure. To do.
  • the number average molecular weight of component M is preferably 300 to 120,000. When the number average molecular weight of the component M is within this range, a base material that is flexible and excellent in wearing feeling and excellent in mechanical properties such as bending resistance can be obtained.
  • the number average molecular weight of component M is more preferably 500 or more because a base material excellent in mechanical properties such as bending resistance and excellent in shape recoverability can be obtained.
  • the number average molecular weight of the component M is more preferably in the range of 1000 to 25000, and still more preferably in the range of 5000 to 15000. When the number average molecular weight of the component M is too small, mechanical properties such as bending resistance and shape recovery tend to be low, and particularly when the number is less than 500, bending resistance and shape recovery may be low. When the number average molecular weight of the component M is too large, flexibility and transparency tend to decrease, which is not preferable.
  • the number average molecular weight of the component M is a polystyrene-equivalent number average molecular weight measured by a gel permeation chromatography method (GPC method) using chloroform as a solvent.
  • GPC method gel permeation chromatography method
  • the mass average molecular weight and the dispersity are also measured by the same method.
  • the number average molecular weight and mass average molecular weight of other components used as the base material of the present invention are measured by the same method.
  • a mass average molecular weight may be represented by Mw and a number average molecular weight may be represented by Mn.
  • molecular weight 1000 may be described as 1 kD.
  • the notation “Mw33 kD” represents “mass average molecular weight 33000”.
  • a radical polymerizable functional group is preferable, and one having a carbon-carbon double bond is more preferable.
  • preferred polymerizable functional groups include vinyl group, allyl group, (meth) acryloyl group, ⁇ -alkoxymethylacryloyl group, maleic acid residue, fumaric acid residue, itaconic acid residue, crotonic acid residue, isocrotonic acid Examples include acid residues and citraconic acid residues. Of these, a (meth) acryloyl group is most preferred because of its high polymerizability.
  • (meth) acryloyl represents both methacryloyl and acryloyl, and the same applies to terms such as (meth) acryl and (meth) acrylate.
  • Component M preferably has a structure represented by the following formula (M1).
  • X 3 represents a polymerizable functional group.
  • R 11 to R 19 each independently represents a substituent selected from hydrogen, an alkyl group having 1 to 20 carbon atoms, a phenyl group, and a fluoroalkyl group having 1 to 20 carbon atoms.
  • L 3 represents a divalent group.
  • c and d each independently represents an integer of 0 to 700. However, c and d are not 0 at the same time.
  • X 3 is preferably the radical polymerizable functional group.
  • R 11 to R 19 are hydrogen; those having 1 to 20 carbon atoms such as methyl group, ethyl group, propyl group, isopropyl group, butyl group, t-butyl group, decyl group, dodecyl group, octadecyl group and the like.
  • Alkyl group phenyl group, trifluoromethyl group, trifluoroethyl group, trifluoropropyl group, tetrafluoropropyl group, hexafluoroisopropyl group, pentafluorobutyl group, heptafluoropentyl group, nonafluorohexyl group, hexafluorobutyl group , Heptafluorobutyl group, octafluoropentyl group, nonafluoropentyl group, dodecafluoroheptyl group, tridecafluoroheptyl group, dodecafluorooctyl group, tridecafluorooctyl group, hexadecafluorodecyl group, heptadecafluorodecyl group, Tetrafluo Propyl group, a pentafluoropropyl group, tetradecanoyl perflu
  • L 3 is preferably a divalent group having 1 to 20 carbon atoms.
  • a group selected from the groups represented by the following formulas (LE1) to (LE12) is preferable because the compound of the formula (M1) has an advantage that it can be easily obtained with high purity, and among them, the following formulas (LE1), ( The group selected from the groups represented by LE3), (LE9) and (LE11) is more preferred, the group selected from the groups represented by the following formulas (LE1) and (LE3) is more preferred, and the following formula ( Most preferred is the group represented by LE1).
  • the following formula (LE1) ⁇ (LE12) the terminal of the left is attached to the polymerizable functional group X 3, is depicted as an end of the right side is attached to a silicon atom.
  • c and d each independently represents an integer of 0 to 700. However, c and d are not 0 at the same time.
  • the total value of c and d (c + d) is preferably 3 or more, more preferably 10 or more, more preferably 10 to 500, more preferably 30 to 300, and even more preferably 50 to 200.
  • c is preferably 3 to 700, more preferably 10 to 500, more preferably 30 to 300, and further preferably 50 to 200. In this case, the value of c is determined by the molecular weight of component M.
  • component M In the base material, only one type of component M may be used, or two or more types may be used in combination.
  • the base material contains the component M and the component A which is a polysiloxane compound having a plurality of polymerizable functional groups per molecule and having a number average molecular weight of 6000 or more. It is preferable that the coalescence is a main component.
  • R a and R b are monovalent organic groups, and the repeating structure (r) may be a combination of the same or different R a and R b ) .
  • Component A is a polysiloxane compound having a plurality of polymerizable functional groups, and the number of polymerizable functional groups in Component A may be two or more per molecule, but more flexible (low elastic modulus) medical care From the viewpoint that a device is easily obtained, two per molecule are preferable.
  • Component A may have a polymerizable functional group at any position of the molecular chain, but a structure having a polymerizable functional group at both ends of the molecular chain is particularly preferable.
  • the number average molecular weight of component A is preferably 6000 or more. When the number average molecular weight of component A is within this range, a medical device having flexibility and excellent wearing feeling and excellent mechanical properties such as bending resistance can be obtained.
  • the number average molecular weight of the polysiloxane compound of component A is preferably 8000 or more because a medical device having excellent mechanical properties such as bending resistance can be obtained.
  • the number average molecular weight of component A is preferably in the range of 8000 to 100,000, more preferably in the range of 9000 to 70000, and still more preferably in the range of 10,000 to 50000.
  • the medical device of the present invention When the medical device of the present invention is used for a low hydrous soft ophthalmic lens or the like, it is preferable that the medical device has high transparency. As a criterion for transparency, it is preferable that the material is transparent and free from turbidity when visually observed. Furthermore, the ophthalmic lens preferably has little or no turbidity when observed with a lens projector, and most preferably no turbidity is observed.
  • the dispersity (the value obtained by dividing the mass average molecular weight by the number average molecular weight) is preferably 6 or less, more preferably 3 or less, still more preferably 2 or less, and most preferably 1.5 or less.
  • the degree of dispersion of component A is small, compatibility with other components is improved, transparency of the resulting medical device is improved, extractable components contained in the obtained medical device are reduced, and accompanying medical device molding Advantages such as a small shrinkage rate occur.
  • the medical device is an ophthalmic lens
  • the molding ratio is preferably in the range of 0.85 to 2.0, more preferably in the range of 0.9 to 1.5, and most preferably in the range of 0.91 to 1.3.
  • polymerizable functional group of Component A a functional group capable of radical polymerization is preferable, and one having a carbon-carbon double bond is more preferable.
  • preferred polymerizable functional groups include vinyl group, allyl group, (meth) acryloyl group, ⁇ -alkoxymethylacryloyl group, maleic acid residue, fumaric acid residue, itaconic acid residue, crotonic acid residue, isocrotonic acid Examples include acid residues and citraconic acid residues. Of these, a (meth) acryloyl group is most preferred because of its high polymerizability.
  • the polymerizable functional groups in the molecule may be the same or different polymerizable functional groups.
  • the polymerizable functional group of Component A is more preferably copolymerizable with the polymerizable functional group of Component M because a medical device having good mechanical properties can be easily obtained.
  • the component M and the component A are more preferably the same as the polymerizable functional group of the component M because the medical device having good surface characteristics can be easily obtained by uniformly copolymerizing the component M and the component A.
  • the polymerizable functional group of component A and the polymerizable functional group of component M are both (meth) acryloyl groups.
  • Component A preferably has the structure of the following formula (A1).
  • X 1 and X 2 each independently represent a polymerizable functional group.
  • R 1 to R 8 each independently represents a substituent selected from hydrogen, an alkyl group having 1 to 20 carbon atoms, a phenyl group, and a fluoroalkyl group having 1 to 20 carbon atoms.
  • L 1 and L 2 each independently represents a divalent group.
  • a and b each independently represents an integer of 0 to 1500. However, a and b are not 0 at the same time.
  • X 1 and X 2 are preferably radical polymerizable functional groups, preferably those having a carbon-carbon double bond.
  • preferred polymerizable functional groups include vinyl group, allyl group, (meth) acryloyl group, ⁇ -alkoxymethylacryloyl group, maleic acid residue, fumaric acid residue, itaconic acid residue, crotonic acid residue, isocrotonic acid Examples include acid residues and citraconic acid residues. Of these, a (meth) acryloyl group is most preferred because of its high polymerizability.
  • R 1 to R 8 include hydrogen; a C 1-20 carbon atom such as methyl group, ethyl group, propyl group, isopropyl group, butyl group, t-butyl group, decyl group, dodecyl group, octadecyl group, etc.
  • Alkyl group phenyl group, trifluoromethyl group, trifluoroethyl group, trifluoropropyl group, tetrafluoropropyl group, hexafluoroisopropyl group, pentafluorobutyl group, heptafluoropentyl group, nonafluorohexyl group, hexafluorobutyl group , Heptafluorobutyl group, octafluoropentyl group, nonafluoropentyl group, dodecafluoroheptyl group, tridecafluoroheptyl group, dodecafluorooctyl group, tridecafluorooctyl group, hexadecafluorodecyl group, heptadecafluorodecyl group, Tetrafluorop Propyl group, a pentafluoropropyl group, tetradecanoyl per
  • L 1 and L 2 are preferably divalent groups having 1 to 20 carbon atoms.
  • a group selected from the groups represented by the following formulas (LE1) to (LE12) is preferable because the compound of the formula (A1) has an advantage that it can be easily obtained with high purity, and among them, the following formulas (LE1), ( The group selected from the groups represented by LE3), (LE9) and (LE11) is more preferred, the group selected from the groups represented by the following formulas (LE1) and (LE3) is more preferred, and the following formula ( Most preferred is the group represented by LE1).
  • the following formula (LE1) ⁇ (LE12) the terminal of the left is attached to the polymerizable functional group X 1 or X 2, is depicted as an end of the right side is attached to a silicon atom.
  • a and b each independently represent an integer of 0 to 1500. However, a and b are not 0 at the same time.
  • the total value of a and b (a + b) is preferably 80 or more, more preferably 100 or more, more preferably 100 to 1400, more preferably 120 to 950, and still more preferably 130 to 700.
  • R 1 to R 8 are all methyl groups
  • b 0, and a is preferably 80 to 1500, more preferably 100 to 1400, more preferably 120 to 950, and still more preferably 130 to 700.
  • the value of a is determined by the molecular weight of the polysiloxane compound of component A.
  • Component A may be used alone or in combination of two or more.
  • the mass ratio of the component M and the component A contained in the copolymer is such that the component A is 5 to 200 parts by mass, more preferably 7 to It is preferably 150 parts by mass, most preferably 10 to 100 parts by mass.
  • the base material of the medical device contains an appropriate amount of the component M, the crosslinking density is reduced, the degree of freedom of the polymer is increased, and an appropriately soft base material having a low elastic modulus can be realized.
  • the content of the component M is less than 5 parts by mass with respect to 100 parts by mass of the component A, the crosslinking density increases and the substrate becomes hard.
  • the content of Component M exceeds 200 parts by mass with respect to 100 parts by mass of Component A, it is not preferable because it becomes too soft and easily broken.
  • the base material is preferably composed mainly of a copolymer containing Component M, Component A, and Component B which is a polymerizable monomer having a fluoroalkyl group. .
  • Component B has water and oil repellency due to a decrease in the critical surface tension due to the fluoroalkyl group, thereby suppressing the medical device surface from being contaminated with components such as proteins and lipids in tear fluid. There is. In addition, Component B has an effect of providing a medical device that is flexible and excellent in wearing feeling and excellent in mechanical properties such as bending resistance.
  • Preferred specific examples of the fluoroalkyl group of Component B are trifluoromethyl group, trifluoroethyl group, trifluoropropyl group, tetrafluoropropyl group, hexafluoroisopropyl group, pentafluorobutyl group, heptafluoropentyl group, nonafluoro group.
  • it is a C2-C8 fluoroalkyl group such as a trifluoroethyl group, a tetrafluoropropyl group, a hexafluoroisopropyl group, an octafluoropentyl group, and a dodecafluorooctyl group, most preferably trifluoroethyl group It is a group.
  • the polymerizable functional group of Component B is preferably a radical polymerizable functional group, more preferably a carbon-carbon double bond.
  • preferred polymerizable functional groups include vinyl group, allyl group, (meth) acryloyl group, ⁇ -alkoxymethylacryloyl group, maleic acid residue, fumaric acid residue, itaconic acid residue, crotonic acid residue, isocrotonic acid
  • acid residue and citraconic acid residue include a (meth) acryloyl group because of high polymerizability among them.
  • (Meth) acrylic acid fluoroalkyl ester is most preferred as component B because it is highly effective in obtaining a medical device that is flexible and excellent in wearing feeling and excellent in mechanical properties such as bending resistance.
  • Specific examples of such (meth) acrylic acid fluoroalkyl esters include trifluoroethyl (meth) acrylate, tetrafluoroethyl (meth) acrylate, trifluoropropyl (meth) acrylate, tetrafluoropropyl (meth) acrylate, and pentafluoropropyl.
  • Trifluoroethyl (meth) acrylate, tetrafluoroethyl (meth) acrylate, hexafluoroisopropyl (meth) acrylate, octafluoropentyl (meth) acrylate, and dodecafluorooctyl (meth) acrylate are preferably used. Most preferred is trifluoroethyl (meth) acrylate. Only one type of component B may be used, or two or more types may be used in combination.
  • the content of Component B in the copolymer is preferably 10 to 500 parts by weight, more preferably 20 to 400 parts by weight, and still more preferably 20 to 200 parts by weight with respect to 100 parts by weight of Component A.
  • the amount of component B used is too small, the substrate tends to become cloudy or mechanical properties such as bending resistance tend to be insufficient.
  • copolymer used for a base material in addition to Component M, Component A and Component B, those obtained by further copolymerizing a component different from Component M, Component A and Component B (hereinafter Component C) It may be used.
  • Component C is preferably one that lowers the glass transition point of the copolymer to room temperature or below 0 ° C. Since these reduce the cohesive energy, they have the effect of imparting rubber elasticity and softness to the copolymer.
  • the polymerizable functional group of Component C is preferably a radical polymerizable functional group, and more preferably has a carbon-carbon double bond.
  • preferred polymerizable functional groups include vinyl group, allyl group, (meth) acryloyl group, ⁇ -alkoxymethylacryloyl group, maleic acid residue, fumaric acid residue, itaconic acid residue, crotonic acid residue, isocrotonic acid
  • acid residue and citraconic acid residue include a (meth) acryloyl group because of high polymerizability among them.
  • component C suitable for improving mechanical properties such as flexibility and bending resistance are (meth) acrylic acid alkyl esters, preferably (meth) acrylic acid having an alkyl group having 1 to 20 carbon atoms. Specific examples thereof include methyl (meth) acrylate, ethyl (meth) acrylate, n-propyl (meth) acrylate, n-butyl (meth) acrylate, tert-butyl (meth) acrylate, isobutyl (meth) ) Acrylate, n-hexyl (meth) acrylate, n-octyl (meth) acrylate, 2-ethylhexyl (meth) acrylate, n-heptyl (meth) acrylate, n-nonyl (meth) acrylate, n-decyl (meth) acrylate , Isodecyl (meth) acrylate, n-lauryl (meth)
  • (Meth) acrylate, n-octyl (meth) acrylate, n-lauryl (meth) acrylate, and n-stearyl (meth) acrylate are more preferred. If the carbon number of the alkyl group is too large, the transparency of the resulting medical device may decrease, which is not preferable.
  • the monomers described below can be copolymerized as component C as desired.
  • Examples of the monomer for improving mechanical properties include aromatic vinyl compounds such as styrene, tert-butylstyrene, and ⁇ -methylstyrene.
  • Examples of the monomer for improving the surface wettability include methacrylic acid, acrylic acid, itaconic acid, 2-hydroxyethyl methacrylate, 2-hydroxyethyl acrylate, 2-hydroxypropyl methacrylate, 2-hydroxypropyl acrylate, glycerol methacrylate, polyethylene Glycol methacrylate, N, N-dimethylacrylamide, N-methylacrylamide, N, N-dimethylaminoethyl methacrylate, methylenebisacrylamide, diacetone acrylamide, N-vinylpyrrolidone, N-vinylcaprolactam, N-vinylacetamide, and N- Examples include vinyl-N-methylacetamide.
  • N, N-dimethylacrylamide, N-methylacrylamide, N, N-dimethylaminoethyl methacrylate, methylenebisacrylamide, diacetone acrylamide, N-vinylpyrrolidone, N-vinylcaprolactam, N-vinylacetamide, and N-vinyl- Monomers containing amino or amide groups such as N-methylacetamide are preferred.
  • a monomer having an amino group such as N, N-dimethylaminoethyl methacrylate is preferable in that it has good compatibility with a dye.
  • Examples of monomers for improving the dimensional stability of medical devices include ethylene glycol dimethacrylate, diethylene glycol dimethacrylate, triethylene glycol dimethacrylate, polyethylene glycol dimethacrylate, trimethylolpropane trimethacrylate, pentaerythritol tetramethacrylate, and bisphenol A diester.
  • Methacrylate, vinyl methacrylate, acrylic methacrylate and acrylates corresponding to these methacrylates, divinylbenzene, triallyl isocyanurate and the like can be mentioned.
  • only one type of component C may be used, or two or more types may be used in combination.
  • Component C is preferably used in an amount of 0.001 to 400 parts by weight, more preferably 0.01 to 300 parts by weight, still more preferably 0.01 to 200 parts by weight, and most preferably 0 to 100 parts by weight of Component A. 0.01 to 30 parts by mass.
  • amount of component C used is too small, it is difficult to obtain the effect expected of component C.
  • amount of component C used is too large, the resulting medical device tends to become cloudy or mechanical properties such as bending resistance tend to be insufficient, such being undesirable.
  • the medical device of the present invention further includes components (component Ck) such as an ultraviolet absorber, a dye, a colorant, a wetting agent, a slip agent, a medicine and a nutritional supplement component, a compatibilizing component, an antibacterial component, and a release agent. Also good. Any of the above-described components can be contained in a non-reactive form or a copolymerized form.
  • component Ck When component Ck is used, the preferred amount of component Ck used is 0.00001 to 100 parts by weight, more preferably 0.0001 to 30 parts by weight, and still more preferably 0.0001 to 10 parts by weight per 100 parts by weight of component A. Part by mass. When the amount of component Ck used is too small, the effects expected for components such as ultraviolet absorbers and colorants tend to be insufficient. When there is too much usage-amount of component Ck, there exists a tendency for white turbidity to arise in the obtained medical device, and it is not preferable.
  • the wearer's body tissue in the case of an ophthalmic lens
  • the wearer's body tissue in the case of an ophthalmic lens
  • a coloring agent when included, a medical device is colored, identification becomes easy, and the convenience at the time of handling improves.
  • any of the above-described components can be contained in a non-reactive form or a copolymerized form.
  • the above components are copolymerized, that is, when an ultraviolet absorber having a polymerizable functional group or a colorant having a polymerizable functional group is used, the component is copolymerized and immobilized on the substrate. This is preferable because the possibility of
  • One form of the base material of the medical device according to the present invention includes a component (component Ck) selected from an ultraviolet absorber and a colorant as a copolymerization component, two or more types of component C, component M, component A and component B. It is preferable to include.
  • component C it is preferable to select at least one type from (meth) acrylic acid alkyl esters having 1 to 10 carbon atoms and at least one type from monomers for improving the surface wettability.
  • the affinity with ultraviolet absorbers and colorants increases, and it becomes easy to obtain a transparent substrate.
  • the preferred amount to be used is 0.01 to 20 parts by weight, more preferably 0.05 to 10 parts by weight, and even more preferably 0.1 to 2 parts by weight with respect to 100 parts by weight of Component A. It is.
  • the preferred amount of use is 0.00001 to 5 parts by weight, more preferably 0.0001 to 1 part by weight, and still more preferably 0.0001 to 0.5 parts by weight with respect to 100 parts by weight of Component A Part.
  • the base material of the medical device of the present invention obtained by copolymerizing a component selected from the above components preferably has a crosslinking degree in the range of 2.0 to 18.3.
  • the degree of crosslinking is represented by the following formula (Q1).
  • Qn represents the total millimolar amount of monomers having n polymerizable groups per molecule
  • Wn represents the total mass (kg) of monomers having n polymerizable groups per molecule.
  • the degree of cross-linking of the substrate is less than 2.0, it is too soft and difficult to handle, and when it is greater than 18.3, it is too hard and the wearing feeling tends to deteriorate.
  • a more preferable range of the degree of crosslinking is 3.5 to 16.0, a further preferable range is 8.0 to 15.0, and a most preferable range is 9.0 to 14.0.
  • the base material preferably contains 5% by mass or more of silicon atoms in order to have high oxygen permeability and to obtain strong adhesion without using a covalent bond with the polymer coated on the surface.
  • the silicon atom content (% by mass) is calculated based on the dry substrate mass (100% by mass).
  • the silicon atom content of the substrate is preferably 5% by mass to 36% by mass, more preferably 7% by mass to 30% by mass, further preferably 10% by mass to 30% by mass, and most preferably 12% by mass to 26% by mass. . If the silicon atom content is too high, the elastic modulus may increase, which is not preferable.
  • the content of silicon atoms in the substrate can be measured by the following method.
  • the sufficiently dried substrate is weighed in a platinum crucible, sulfuric acid is added, and heat ashing is performed with a hot plate and a burner.
  • the ashed product is melted with sodium carbonate, and water is added to dissolve it by heating.
  • nitric acid is added and the volume is adjusted with water.
  • a silicon atom is measured by ICP emission spectrometry, and content in a base material is calculated
  • a method for producing a medical device substrate that is, a lens-shaped or sheet-shaped molded body
  • a known method can be used. For example, a method of once obtaining a round bar or a plate-like polymer and processing it into a desired shape by cutting or the like, a mold polymerization method, a spin cast polymerization method, or the like can be used.
  • a medical device is obtained by cutting, freezing cutting at a low temperature is suitable.
  • a method for producing an ophthalmic lens by polymerizing a raw material composition containing the component M by a mold polymerization method will be described below.
  • a raw material composition is filled in a gap between two mold members having a certain shape.
  • the material for the mold member include resin, glass, ceramics, and metal.
  • an optically transparent material is preferable, and therefore resin or glass is preferably used.
  • a gasket may be used to give a constant thickness to the ophthalmic lens and prevent liquid leakage of the raw material composition filled in the gap.
  • the mold filled with the raw material composition in the gap is subsequently irradiated with active light such as ultraviolet rays, visible light, or a combination thereof, or heated in an oven or a liquid tank, etc. Is polymerized.
  • active light such as ultraviolet rays, visible light, or a combination thereof
  • Is polymerized There may be a method in which two polymerization methods are used in combination. That is, heat polymerization can be performed after photopolymerization, or photopolymerization can be performed after heat polymerization.
  • light containing ultraviolet light such as light from a mercury lamp or ultraviolet lamp (for example, FL15BL, Toshiba) is irradiated for a short time (usually 1 hour or less).
  • the temperature of the composition is gradually raised from around room temperature, and the temperature is raised to 60 ° C. to 200 ° C. over several hours to several tens of hours. It is preferred for maintaining the quality and quality and enhancing the reproducibility.
  • a thermal polymerization initiator or a photopolymerization initiator typified by a peroxide or an azo compound in order to facilitate the polymerization.
  • thermal polymerization those having optimum decomposition characteristics at a desired reaction temperature are selected.
  • azo initiators and peroxide initiators having a 10-hour half-life temperature of 40 to 120 ° C. are suitable.
  • Photoinitiators for photopolymerization include carbonyl compounds, peroxides, azo compounds, sulfur compounds, halogen compounds, and metal salts. These polymerization initiators are used alone or in combination.
  • the amount of the polymerization initiator is preferably up to 5% by mass with respect to the polymerization mixture.
  • a polymerization solvent can be used.
  • Various organic and inorganic solvents can be used as the solvent.
  • solvents include water; methyl alcohol, ethyl alcohol, normal propyl alcohol, isopropyl alcohol, normal butyl alcohol, isobutyl alcohol, t-butyl alcohol, t-amyl alcohol, tetrahydrolinalol, ethylene glycol, diethylene glycol, triethylene glycol, Alcohol solvents such as tetraethylene glycol and polyethylene glycol; methyl cellosolve, ethyl cellosolve, isopropyl cellosolve, butyl cellosolve, propylene glycol monomethyl ether, diethylene glycol monomethyl ether, triethylene glycol monomethyl ether, polyethylene glycol monomethyl ether, ethylene glycol dimethyl ether, diethylene glycol di Glycol ether solvents such as tilether, triethylene glycol dimethyl ether and polyethylene glycol dimethyl ether; ester solvents
  • the medical device of the present invention requires that a layer made of an acidic polymer and a basic polymer (hereinafter referred to as a coating layer) is formed on at least a part of the substrate surface.
  • a coating layer By having a coating layer, good wettability and slipperiness are imparted to the surface of the medical device, and an excellent wearing feeling can be given.
  • the inventors form a coating layer composed of an acidic polymer and a basic polymer on the surface even if the medical device of the present invention is low in water content and softness and the substrate is neutral.
  • a coating layer composed of an acidic polymer and a basic polymer on the surface even if the medical device of the present invention is low in water content and softness and the substrate is neutral.
  • the medical device of the present invention greatly reduces or avoids the phenomenon of sticking to the cornea during wearing, which has been a problem in low hydrous soft ophthalmic lenses, which is an example of the usage of a conventional medical device. Can do.
  • the coating layer does not need to have a covalent bond with the base material. It is preferable that the coating layer does not have a covalent bond with the base material because it can be manufactured in a simple process. Even if the coating layer does not have a covalent bond with the substrate, it has practical durability.
  • the coating layer is obtained by treating the substrate surface with an acidic polymer solution (“solution” means an aqueous solution), which will be described in detail below, and a basic polymer solution (“solution” means an aqueous solution). It is formed.
  • the aqueous solution is a solution containing water as a main component.
  • the coating layer is preferably composed of one or more kinds of acidic polymers and one or more kinds of basic polymers.
  • Use of two or more kinds of acidic polymers or two or more kinds of basic polymers is more preferable because properties such as slipperiness and antifouling properties are easily expressed on the surface of the medical device.
  • the tendency becomes stronger, which is more preferable.
  • the coating layer is preferably formed by performing treatment with one or more acidic polymer solutions one or more times and treatment with one or more basic polymer solutions one or more times.
  • the coating layer is preferably treated with one or more acidic polymer solutions and with one or more basic polymer solutions, preferably 1 to 5 times, more preferably 1 to 3 times, more preferably 1 to 2 each. It is formed in the surface of a base material by performing once.
  • the number of treatments with the acidic polymer solution and the number of treatments with the basic polymer solution may be different.
  • the coating layer is formed by performing treatment twice or three times in total, once or twice with the treatment with the acidic polymer solution and once or twice with the treatment with the basic polymer solution. It is preferable.
  • the coating layer is preferably treated twice with one or more acidic polymer solutions and once with a basic polymer solution, preferably once with two acidic polymer solutions and once with a basic polymer solution. It is particularly preferable that the film is formed by performing the treatment three times in total.
  • one of the preferred embodiments of the medical device of the present invention is one in which the coating layer is formed from one kind of acidic polymer and one kind of basic polymer.
  • the coating layer is formed from two kinds of acidic polymers and one kind of basic polymer.
  • the inventors have also confirmed that, when the coating layer only includes treatment with either one of the acidic polymer solution and the basic polymer solution, almost no expression of wettability or slipperiness is observed.
  • the basic polymer a homopolymer or copolymer having a plurality of basic groups along the polymer chain can be suitably used.
  • the basic group an amino group and a salt thereof are preferable.
  • suitable examples of such basic polymers include poly (allylamine), poly (vinylamine), poly (ethyleneimine), poly (vinylbenzyltrimethylamine), polyaniline, poly (aminostyrene), poly (N, N Amino group-containing (meth) acrylate polymers such as -dialkylaminoethyl methacrylate), amino group-containing (meth) acrylamide polymers such as poly (N, N-dimethylaminopropylacrylamide), and salts thereof.
  • the above are examples of homopolymers, but these copolymers (that is, copolymers of basic monomers constituting the basic polymer, or copolymers of basic monomers and other monomers) are also preferably used. be able to.
  • the basic monomer constituting the copolymer is preferably a monomer having an allyl group, a vinyl group, and a (meth) acryloyl group in terms of high polymerizability. Most preferred are monomers having a (meth) acryloyl group.
  • suitable basic monomers constituting the copolymer include allylamine, vinylamine (N-vinylcarboxylic acid amide as a precursor), vinylbenzyltrimethylamine, amino group-containing styrene, amino group-containing (meth) acrylate. Amino group-containing (meth) acrylamide, and salts thereof.
  • amino group-containing (meth) acrylates amino group-containing (meth) acrylamides, and salts thereof are more preferable because of their high polymerizability.
  • N, N-dimethylaminoethyl methacrylate, N, N-dimethylaminopropylacrylamide And their salts are most preferred.
  • the basic polymer may be a polymer having a quaternary ammonium structure.
  • a polymer compound having a quaternary ammonium structure can impart antimicrobial properties to a medical device when used for coating a medical device.
  • the acidic polymer a homopolymer or copolymer having a plurality of acidic groups along the polymer chain can be suitably used.
  • the group having acidity a carboxyl group, a sulfonic acid group, and a salt thereof are preferable, and a carboxyl group and a salt thereof are most preferable.
  • suitable examples of such acidic polymers include polymethacrylic acid, polyacrylic acid, poly (vinyl benzoic acid), poly (thiophene-3-acetic acid), poly (4-styrene sulfonic acid), polyvinyl sulfonic acid, Poly (2-acrylamido-2-methylpropanesulfonic acid) and salts thereof.
  • the acidic monomer constituting the copolymer is preferably a monomer having an allyl group, a vinyl group, and a (meth) acryloyl group in terms of high polymerizability.
  • Monomers having an acryloyl group are most preferred.
  • suitable acidic monomers constituting the copolymer include (meth) acrylic acid, vinyl benzoic acid, styrene sulfonic acid, vinyl sulfonic acid, 2-acrylamido-2-methylpropane sulfonic acid, and these It is salt. Of these, (meth) acrylic acid, 2-acrylamido-2-methylpropanesulfonic acid, and salts thereof are more preferable, and (meth) acrylic acid and salts thereof are most preferable.
  • At least one of the basic polymer and the acidic polymer is a polymer having a group selected from an amide group and a hydroxyl group in addition to a basic group or an acidic group.
  • the basic polymer and / or the acidic polymer has an amide group, it is preferable because a surface having not only wettability but also slipperiness can be formed.
  • the basic polymer and / or the acidic polymer has a hydroxyl group, it is preferable because a surface excellent not only in wettability but also in antifouling property against tears can be formed.
  • Two or more of the two or three treatments (coating) performed on the molded body with the acidic polymer solution and the basic polymer solution are polymers having a group selected from a hydroxyl group and an amide group. More preferred. That is, it is preferable that the coating layer of the medical device includes two or more selected from an acidic polymer having a hydroxyl group, a basic polymer having a hydroxyl group, an acidic polymer having an amide group, and a basic polymer having an amide group. In this case, it is preferable because the effect of forming a slippery surface or the effect of forming a surface excellent in antifouling property against tears can be more remarkably exhibited.
  • the coating layer contains at least one selected from an acidic polymer having a hydroxyl group and a basic polymer having a hydroxyl group, and at least one selected from an acidic polymer having an amide group and a basic polymer having an amide group. More preferably. In this case, it is preferable because both the effect of forming a slippery surface and the effect of forming a surface excellent in antifouling property against tears can be exhibited.
  • Examples of the basic polymer having an amide group include polyamides having an amino group, partially hydrolyzed chitosan, and a copolymer of a basic monomer and a monomer having an amide group.
  • Examples of the acidic polymer having an amide group include a polyamide having a carboxyl group and a copolymer of an acidic monomer and a monomer having an amide group.
  • Examples of the basic polymer having a hydroxyl group include an aminopolysaccharide such as chitin, a copolymer of a basic monomer and a monomer having a hydroxyl group, and the like.
  • Examples of the acidic polymer having a hydroxyl group include polysaccharides having acidic groups such as hyaluronic acid, chondroitin sulfate, carboxymethyl cellulose, and carboxypropyl cellulose, and copolymers of acidic monomers and monomers having amide groups.
  • a monomer having an amide group a monomer having a (meth) acrylamide group and N-vinylcarboxylic acid amide (including cyclic ones) are preferable from the viewpoint of ease of polymerization.
  • Preferable examples of such monomers include N-vinylpyrrolidone, N-vinylcaprolactam, N-vinylacetamide, N-methyl-N-vinylacetamide, N-vinylformamide, N, N-dimethylacrylamide, N, N-diethyl Mention may be made of acrylamide, N-isopropylacrylamide, N- (2-hydroxyethyl) acrylamide, acryloylmorpholine, and acrylamide. Among these, N-vinylpyrrolidone and N, N-dimethylacrylamide are preferable from the viewpoint of slipperiness, and N, N-dimethylacrylamide is most preferable.
  • the monomer having a hydroxyl group examples include hydroxyethyl (meth) acrylate, hydroxypropyl (meth) acrylate, hydroxybutyl (meth) acrylate, hydroxyethyl (meth) acrylamide, glycerol (meth) acrylate, caprolactone-modified 2-hydroxy
  • examples thereof include ethyl (meth) acrylate, N- (4-hydroxyphenyl) maleimide, hydroxystyrene, and vinyl alcohol (a carboxylic acid vinyl ester as a precursor).
  • a monomer having a (meth) acryloyl group is preferable from the viewpoint of ease of polymerization, and a (meth) acrylic acid ester monomer is more preferable.
  • hydroxyethyl (meth) acrylate, hydroxypropyl (meth) acrylate, and glycerol (meth) acrylate are preferred in terms of antifouling properties against tears, and hydroxyethyl (meth) acrylate is the most preferred. preferable.
  • Preferred examples of the copolymer of the basic monomer and the monomer having an amide group include N, N-dimethylaminoethyl methacrylate / N-vinylpyrrolidone copolymer, N, N-dimethylaminoethyl methacrylate / N, N-dimethyl.
  • Most preferred is N, N-dimethylaminopropylacrylamide / N, N-dimethylacrylamide copolymer.
  • the copolymer of the acidic monomer and the monomer having an amide group include (meth) acrylic acid / N-vinylpyrrolidone copolymer, (meth) acrylic acid / N, N-dimethylacrylamide copolymer, 2- Acrylamide-2-methylpropanesulfonic acid / N-vinylpyrrolidone copolymer and 2-acrylamido-2-methylpropanesulfonic acid / N, N-dimethylacrylamide copolymer. Most preferred is a (meth) acrylic acid / N, N-dimethylacrylamide copolymer.
  • the copolymer of the basic monomer and the monomer having a hydroxyl group include N, N-dimethylaminoethyl methacrylate / hydroxyethyl (meth) acrylate copolymer, N, N-dimethylaminoethyl methacrylate / glycerol (meth).
  • Acrylate copolymers N, N-dimethylaminopropylacrylamide / hydroxyethyl (meth) acrylate, and N, N-dimethylaminopropylacrylamide / glycerol (meth) acrylate copolymers.
  • Most preferred is N, N-dimethylaminoethyl methacrylate / hydroxyethyl (meth) acrylate copolymer.
  • the copolymer of an acidic monomer and a monomer having a hydroxyl amide group include (meth) acrylic acid / hydroxyethyl (meth) acrylate copolymer, (meth) acrylic acid / glycerol (meth) acrylate copolymer, 2-acrylamido-2-methylpropanesulfonic acid / hydroxyethyl (meth) acrylate copolymer and 2-acrylamido-2-methylpropanesulfonic acid / glycerol (meth) acrylate copolymer. Most preferred is a (meth) acrylic acid / hydroxyethyl (meth) acrylate copolymer.
  • the copolymerization ratio is [number of moles of basic monomer or acidic monomer] / [number of moles of other monomer] of 1/99 to 99/1 is preferable, 2/98 to 90/10 is more preferable, and 10/90 to 80/20 is still more preferable.
  • the copolymerization ratio is within this range, functions such as easy slipperiness and antifouling property against tears are easily developed.
  • the acidic polymer and the basic polymer As a method for producing the acidic polymer and the basic polymer, known methods can be used. For example, the monomer is blended in the solvent at the predetermined ratio described above, and after the polymerization initiator is added, the polymerization reaction is performed at the predetermined temperature while refluxing in the presence of an inert medium. The reactant obtained by the reaction is immersed in a solvent to remove unreacted monomer components, and then washed and dried to obtain a polymer. In this way, homopolymers or copolymers of two or more can be produced.
  • the molecular weight of the acidic polymer and the basic polymer can be changed to change various properties of the coating layer, such as thickness. Specifically, increasing the molecular weight generally increases the thickness of the coating layer. However, if the molecular weight is too large, handling may increase due to increased viscosity. Therefore, the acidic polymer and basic polymer used in the present invention preferably have a molecular weight of 2000 to 150,000. More preferably, the molecular weight is 5000 to 100,000, and even more preferably 75,000 to 100,000.
  • the molecular weight of the acidic polymer and the basic polymer is a mass average molecular weight in terms of polyethylene glycol measured by a gel permeation chromatography method (aqueous solvent).
  • coating layer can be accomplished in a number of ways, as described, for example, in WO 99/35520, WO 01/57118 or US Patent Publication No. 2001-0045676.
  • a layer made of an acidic polymer and a basic polymer (hereinafter referred to as a coating layer) is formed on at least a part of the surface of the base material. At least a part of the layer is crosslinked. May be. Moreover, in the medical device of this invention, at least one part may be bridge
  • crosslinking means that the polymers are bonded by creating a bridge structure using their own functional groups or crosslinking agents.
  • the cross-linking can be caused by irradiating radiation with at least an acidic polymer and a basic polymer attached to the substrate.
  • the radiation is preferably various ion beams, electron beams, positron beams, X-rays, ⁇ rays and neutron beams, and more preferably electron beams and ⁇ rays. Most preferred is gamma rays.
  • the medical device may become too hard due to cross-linking inside the substrate due to irradiation. In that case, excessive crosslinking inside the substrate can be suppressed by appropriately replacing component A in the substrate with component M and copolymerizing.
  • the medical device of the present invention contains 1 to 5 acidic polymer solutions and 1 or more basic polymer solutions to 1 to 5 on the surface of a lens-shaped or sheet-shaped molded body (base material) depending on the intended use. It is obtained by applying the coating layer once, more preferably 1 to 3 times, more preferably 1 to 2 times.
  • the number of application steps of the acidic polymer solution and the application step of the basic polymer solution may be different. From the viewpoint of shortening the production process, the total of the application process of the acidic polymer solution and the application process of the basic polymer solution is preferably 2 times or 3 times.
  • the acidic polymer solution and the basic polymer solution are usually solutions containing one kind of polymer.
  • one type means a polymer group having the same monomer type.
  • the number of polymers synthesized by changing the compounding ratio is not one.
  • solutions of one (same) polymer are not regarded as one solution having different concentrations.
  • the coating layer is preferably applied in a configuration selected from the following configurations 1 to 4.
  • the following notation indicates that each coating process is performed on the surface of the molded body in order from the left.
  • Configuration 1 Application of basic polymer solution / Application of acidic polymer solution
  • Configuration 2 Application of acidic polymer solution / Application of basic polymer solution
  • Configuration 3 Application of basic polymer solution / Application of acidic polymer solution /
  • Configuration 4 Application of acidic polymer solution / Application of basic polymer solution / Application of acidic polymer solution
  • configurations 1 and 4 are preferable, and the obtained medical device has particularly excellent wettability and shape recovery. In order to show the property, the configuration 4 is more preferable.
  • one or more basic polymer solutions and / or one or more acidic polymer solutions can be used.
  • the acidic polymer solutions used for the innermost layer and the outermost layer in the configuration 4 may be the same or different types of acidic polymer solutions may be used.
  • the surface of the substrate may be untreated or treated.
  • that the surface of the substrate has been treated means that the surface of the substrate is subjected to surface treatment or surface modification by a known method.
  • Suitable examples of the surface treatment or surface modification include plasma treatment, chemical modification, chemical functionalization, and plasma coating.
  • One of the preferred embodiments (embodiment P1) of the method for producing a medical device of the present invention includes the following steps 1a to 3a in this order.
  • ⁇ Step 1a> Polymerizing a mixture containing component M, which is a monofunctional monomer having one polymerizable functional group per molecule and a silicone moiety, to obtain a molded body;
  • ⁇ Step 2a> A step of washing and removing excess basic polymer solution after contacting the molded body with the basic polymer solution;
  • one of the more preferable embodiments (embodiment P2) of the method for producing a medical device of the present invention includes the following steps 1b to 4b in this order.
  • Step 1b> Polymerizing a mixture containing component M, which is a monofunctional monomer having one polymerizable functional group per molecule and a silicone moiety, to obtain a molded body;
  • Step 2b> A step of washing and removing excess acidic polymer solution after contacting the molded body with the acidic polymer solution;
  • Step 4b> A step of washing and removing excess acidic polymer solution after bringing the molded body into contact with the acidic polymer solution.
  • the mixture to be polymerized contains one polymerizable functional group per molecule, a component M that is a monofunctional monomer having a silicone moiety, and a plurality of polymerizable functional groups per molecule. More preferably, it is a mixture comprising Component A which is a polysiloxane compound having a number average molecular weight of 6000 or more and Component B which is a polymerizable monomer having a fluoroalkyl group.
  • a layer composed of the acidic polymer and the basic polymer can be formed on the molded body. Thereafter, it is preferable to sufficiently wash away excess polymer.
  • various coating methods such as a dipping method (dip method), a brush coating method, a spray coating method, a spin coating method, a die coating method, and a squeegee method can be used. Applicable.
  • the immersion time can be changed according to many factors.
  • the immersion of the shaped body in the acidic polymer solution or the basic polymer solution is preferably performed for 1 to 30 minutes, more preferably 2 to 20 minutes, and most preferably 1 to 5 minutes.
  • the concentration of the acidic polymer solution and the basic polymer solution can be varied depending on the nature of the acidic polymer or basic polymer, the desired coating layer thickness, and many other factors.
  • the concentration of the preferred acidic polymer or basic polymer is 0.001 to 10% by mass, more preferably 0.005 to 5% by mass, and most preferably 0.01 to 3% by mass.
  • the pH of the acidic polymer solution and the basic polymer solution is preferably maintained at 2 to 5, more preferably 2.5 to 4.5.
  • the washing and removal of excess acidic polymer and basic polymer is generally performed by rinsing the molded body after coating with clean water or an organic solvent.
  • the rinsing is preferably performed by immersing the molded body in water or an organic solvent, or by exposing it to a water flow or an organic solvent flow. Although rinsing may be completed in one step, it has been found that it is more efficient to perform the rinsing step multiple times.
  • Rinsing is preferably performed in steps 2-5. It is preferred to spend 1-3 minutes for each immersion in the rinse solution.
  • Pure water is also preferred as the rinsing solution, but is preferably buffered to a pH of 2-7, more preferably 2-5, and even more preferably 2.5-4.5 to increase the adhesion of the coating layer.
  • An aqueous solution is also preferably used.
  • the method for manufacturing a medical device according to the present invention may include a step of drying or removing an excessive rinse solution.
  • the molded body can be dried to some extent by simply leaving the molded body in an air atmosphere, but it is preferable to enhance drying by sending a gentle air flow to the surface.
  • the flow rate of the air flow can be adjusted as a function of the strength of the material to be dried and the mechanical fixing of the material. It is not necessary to dry the molded body completely. Here, rather than drying the molded body, it is important to remove droplets of the solution adhered to the surface of the molded body. Therefore, it is only necessary to dry to the extent that the film of water or solution on the surface of the molded body is removed, which is preferable because it leads to shortening of the process time.
  • the acidic polymer and the basic polymer are preferable to apply alternately. By applying alternately, it is possible to obtain a medical device having excellent wettability and slipperiness that cannot be obtained by only one of them, and also excellent wearing feeling.
  • the coating layer of the medical device of the present invention can be asymmetric.
  • asymmetric means having a coating layer different between the first surface of the medical device and the second surface opposite to the first surface.
  • the “different coating layer” means that the coating layer formed on the first surface and the coating layer formed on the second surface have different surface characteristics or functionality.
  • the thickness of the coating layer can be adjusted by adding one or more salts such as sodium chloride to the acidic polymer solution or the basic polymer solution.
  • a preferable salt concentration is 0.1 to 2.0% by mass. As the salt concentration increases, the polyelectrolyte takes a more spherical conformation. However, if the concentration is too high, the polymer electrolyte does not deposit well even if it is deposited on the surface of the molded body. A more preferable salt concentration is 0.7 to 1.3% by mass.
  • Another preferred embodiment of the method for producing a medical device of the present invention further includes the following step 5.
  • Step 5> A step of irradiating the molded body with radiation after forming a layer composed of an acidic polymer and a basic polymer on the molded body by the above-mentioned step.
  • the irradiation of radiation may be performed in a state where the molded body is immersed in the coating liquid, or may be performed after the molded body is drawn out of the coating liquid and washed. Moreover, it is also preferable to perform radiation irradiation in a state where the molded body is immersed in a liquid other than the coating liquid. In this case, it is preferable because the irradiation rays act more efficiently.
  • the solvent for the liquid used for immersing the coated molded body various organic and inorganic solvents are applicable and there is no particular limitation.
  • water For example, water; various alcohol solvents such as methanol, ethanol, propanol, 2-propanol, butanol, tert-butanol, tert-amyl alcohol, 3,7-dimethyl-3-octanol; benzene, toluene, xylene, etc.
  • alcohol solvents such as methanol, ethanol, propanol, 2-propanol, butanol, tert-butanol, tert-amyl alcohol, 3,7-dimethyl-3-octanol
  • benzene toluene, xylene, etc.
  • the molded body If the molded body is irradiated with radiation in a sealed state, the molded body can be sterilized at the same time.
  • ⁇ rays are preferably used as radiation.
  • the dose of ⁇ -rays to be irradiated is too small, sufficient bonding between the molded body and the coating layer cannot be obtained, and if it is too large, the physical properties of the molded body are lowered, so 0.1 to 100 kGy is preferable, and 15 to 50 kGy is more preferable, and 20 to 40 kGy is most preferable.
  • the durability for example, scuffing durability
  • the medical device may become too hard due to cross-linking in the molded body due to irradiation.
  • component A in the molded body by appropriately replacing component A in the molded body with component M and copolymerizing, excessive crosslinking inside the molded body can be suppressed.
  • the medical device of the present invention is useful as a low hydrous soft ophthalmic lens, for example, an ophthalmic lens such as a low hydrous soft contact lens, an intraocular lens, an artificial cornea, a corneal inlay, a corneal onlay, and an eyeglass lens. Among them, it is particularly suitable for a low water content soft contact lens.
  • the wet state means a state where the sample is immersed in pure water or borate buffer at room temperature (25 ° C.) for 24 hours or more.
  • the measurement of physical properties in a wet state is performed as soon as possible after removing the sample from pure water or borate buffer and wiping off surface moisture.
  • the dry state means a state in which a wet sample is vacuum-dried at 40 ° C. for 16 hours.
  • the degree of vacuum in the vacuum drying is 2 hPa or less.
  • the measurement of physical property values in a dry state is performed as soon as possible after the vacuum drying.
  • the borate buffer is a “salt solution” described in Example 1 of JP-T-2004-517163. Specifically, 8.48 g of sodium chloride, 9.26 g of boric acid, 1.0 g of sodium borate (sodium tetraborate decahydrate), and 0.10 g of ethylenediaminetetraacetic acid are dissolved in pure water and 1000 mL. An aqueous solution.
  • Moisture content A contact lens-shaped test piece was used. After being immersed in a borate buffer solution and placed in a constant temperature bath at 40 ° C. for 24 hours or more, the surface moisture was wiped off with a wiping cloth (“Kimwipe” (registered trademark) manufactured by Nippon Paper Crecia), and the mass (Ww) was measured. Then, this test piece was dried at 40 degreeC for 16 hours with the vacuum dryer, and mass (Wd) was measured. Then, the moisture content was calculated
  • Moisture content (%) 100 ⁇ (Ww ⁇ Wd) / Ww (4) Wettability
  • a contact lens-shaped test piece was immersed in a borate buffer solution in a beaker for 24 hours or more at room temperature.
  • the beaker containing the test piece and borate buffer was put on an ultrasonic cleaner (1 minute).
  • the test piece was pulled up from the borate buffer solution, and the state of the surface when the diametrical direction was held vertically in the air was visually observed and judged according to the following criteria.
  • the diameter is a diameter of a circle formed by the edge of the contact lens.
  • E The liquid film on the surface cuts instantaneously (less than 1 second).
  • the dynamic contact angle was measured on a wet sample with a borate buffer solution using a dynamic wettability tester WET-6000 manufactured by Reska Co., Ltd.
  • a dynamic contact angle sample a film-shaped test piece having a size of about 5 mm ⁇ 10 mm ⁇ 0.1 mm cut from a sample molded into a film shape, or a strip-shaped test piece having a width of 5 mm cut from a contact lens-like sample is used.
  • the immersion speed was 0.1 mm / sec and the immersion depth was 7 mm.
  • FIG. 1 is a schematic diagram showing an apparatus for measuring a surface friction coefficient.
  • FIG. 2 is a schematic diagram showing the configuration of the main parts of the measuring jig 11 and the friction piece 20 as viewed from the direction A shown in FIG.
  • FIG. 3 is a partial cross-sectional view showing configurations of main parts of the measuring jig 11 and the friction piece 20.
  • a Teflon (registered trademark) plate (65 mm ⁇ 100 mm ⁇ 1.0 mm, omitted in FIG. 3) is placed horizontally on the sample stage 10 of the apparatus 1, and a quartz glass plate 10 a (55 mm ⁇ 55 mm) having a smooth surface thereon. 90 mm ⁇ 1.0 mm) was placed horizontally and fixed. Teflon (registered trademark) plates and quartz glass plates having sufficiently high flatness were used.
  • the surface of the quartz glass plate 10a is wiped with “Kimwipe” for each measurement to be in a clean and dry state.
  • the sample S is placed on the tip of the mounting holder 21 of the friction element 20, and then pressed by the packing 22 and fixed by the nut 23.
  • a borate buffer solution in the following condition A, a physiological saline in the following condition B, Each 0.1 mL was hung.
  • the measuring jig 11 is quickly attached to the apparatus 1, and the sample stage 10 is moved in the horizontal direction (arrow Y) at a speed of 1.0 mm / sec in a state where all three samples S are in contact with the quartz glass plate 10a.
  • the stress (F) in the horizontal direction when moved is detected by the friction detector 12 and measured by the force meter 13.
  • the surface friction coefficient (MIU) was determined by the following equation.
  • MIU F / W The moving distance was 30 mm, and MIU measurement was performed every 0.1 second.
  • the surface friction coefficient was defined as the average value of MIU in a section (minimum 5 mm) in which the MIU was stable at a moving distance of 5 to 25 mm (the value obtained by dividing the total MIU at each time in the section by the number of MIU data).
  • condition A The surface friction coefficient in condition A at this time was MIUa, and the surface friction coefficient in condition B was MIUb.
  • Condition A Measurement was performed using a sample in a wet state with a borate buffer.
  • Condition B Measurement was performed using a sample in a wet state with physiological saline.
  • a monomer mixture was obtained by filtering through a membrane filter (0.45 ⁇ m) to remove insoluble matters.
  • This monomer mixture was put into a test tube, deaerated while being stirred with a touch mixer at a reduced pressure of 20 Torr (27 hPa), and then returned to atmospheric pressure with argon gas. This operation was repeated three times. Inject a monomer mixture into a contact lens mold made of transparent resin (poly-4-methylpentene-1) in a glove box in a nitrogen atmosphere and use a fluorescent lamp (Toshiba, FL-6D, daylight color, 6W, 4) And polymerized by light irradiation (8000 lux, 20 minutes).
  • the entire mold was immersed in a 60% by mass isopropyl alcohol aqueous solution, and the contact lens-shaped molded body was peeled from the mold.
  • the obtained molding was immersed in a large excess of 80% by mass isopropyl alcohol aqueous solution at 60 ° C. for 2 hours. Further, the molded body was immersed in a large excess amount of 50 mass% isopropyl alcohol aqueous solution at room temperature for 30 minutes, then immersed in a large excess amount of 25 mass% isopropyl alcohol aqueous solution at room temperature for 30 minutes, and then a large excess amount of pure water. It was immersed in water at room temperature for 30 minutes.
  • the molded body was placed in a sealed vial bottle soaked in clean pure water, and autoclaved at 121 ° C. for 30 minutes.
  • the obtained molded body had an edge diameter of about 14 mm and a center thickness of about 0.07 mm.
  • the water content of the obtained molded body was less than 1%.
  • the same operation was performed using two glass plates and a gasket as a mold to obtain a film-like sample of 60 mm ⁇ 60 mm ⁇ 0.25 mm.
  • Reference Examples 2-12 A molded body was obtained in exactly the same manner as in Reference Example 1 except that the amounts used of Component M, Component A, and Component B were changed to the amounts described in Table 1. The water content of the obtained molded body was less than 1%.
  • FM0705 Compound of Formula (M2) Mw 930, Mn 769, Chisso FM0711: Compound of Formula (M2) Mw 1500, Mn 1300, Chisso FM0721: Compound of Formula (M2) Mw 6800, Mn 6500, Chisso FM0725: Formula (M2) ) Mw 13300, Mn 12800, Chisso.
  • Reference Examples 13-14 As Reference Example 13, a molded body was obtained in exactly the same manner as in Example 1 except that Component M was not included and Component A was changed to 50 parts by mass. The water content of the obtained molded body was less than 1%. Further, as Reference Example 14, a molded article was obtained in the same manner as in Example 1 except that instead of Component M, branched silicone (TRIS) was blended with a monofunctional monomer in the composition shown in Table 1.
  • TMS branched silicone
  • the component M is a polydimethylsiloxane having a methacryloyl group at one end represented by the formula (M2) (FM0721, nitrogen, mass average molecular weight 68 kD, number average molecular weight 65 kD) (10 parts by mass), and the component A is the formula (A2 ) Polydimethylsiloxane (FM7726, nitrogen, weight average molecular weight 29 kD, number average molecular weight 26 kD) (40 parts by mass) having methacryloyl groups at both ends represented by Industrial) (45 parts by mass), Component C as 2-ethylhexyl acrylate (2-EHA, 3 parts by mass), Component C as N, N-dimethylaminoethyl acrylate (DMAEA, 1 part by mass), Component Ck as a polymerizable group UV absorber (RUVA-93, Otsuka Chemical) (1) The amount unit), and the following estimation formula (C3H)
  • a colorant having a polymerizable group represented by the formula [Uniblue A (Sigma Aldrich) treated with hydrochloric acid] (0.5 parts by mass), polymerization initiator “Irgacure (registered trademark)” 819 (Ciba Specialty Chemicals) 1 part by mass) and t-amyl alcohol (10 parts by mass) as a solvent were mixed and stirred.
  • the monomer mixture was obtained by filtering with a membrane filter (0.45 ⁇ m) to remove insoluble matters.
  • This monomer mixture was put into a test tube, deaerated while being stirred with a touch mixer at a reduced pressure of 20 Torr (27 hPa), and then returned to atmospheric pressure with argon gas. This operation was repeated three times.
  • a monomer mixture is injected into a contact lens mold made of transparent resin (poly-4-methylpentene-1) in a glove box in a nitrogen atmosphere, and a fluorescent lamp (Toshiba, FL-6D, daylight color, 6W, 4 pieces) is used. Polymerization was performed by light irradiation (8000 lux, 20 minutes). After the polymerization, the entire mold was immersed in a 60% by mass isopropyl alcohol aqueous solution, and the contact lens-shaped molded body was peeled from the mold. The obtained molding was immersed in a large excess of 80% by mass isopropyl alcohol aqueous solution at 60 ° C. for 2 hours.
  • the molded body was immersed in a large excess amount of 50 mass% isopropyl alcohol aqueous solution at room temperature for 30 minutes, then immersed in a large excess amount of 25 mass% isopropyl alcohol aqueous solution at room temperature for 30 minutes, and then a large excess amount of pure water. It was immersed in water at room temperature for 30 minutes. Finally, the molded body was placed in a sealed vial bottle soaked in clean pure water, and autoclaved at 121 ° C. for 30 minutes.
  • the obtained molded body had an edge diameter of about 14 mm and a center thickness of about 0.10 mm.
  • the obtained molded body had a moisture content of less than 1%, a tensile modulus of elasticity of 0.579 MPa, and a breaking elongation of 511%, which was transparent and free from turbidity, and was suitable as a contact lens.
  • the same operation was performed using two glass plates and a gasket as a mold to obtain a film-like sample of 60 mm ⁇ 60 mm ⁇ 0.25 mm.
  • Table 1 shows the evaluation results of elongation, elastic modulus, and zero stress time for the molded bodies obtained in Reference Examples 1 to 15.
  • the solid content was dried in a vacuum dryer at 60 ° C. overnight. After putting liquid nitrogen and crushing with a spatula, it was dried with a vacuum dryer at 60 ° C. for 3 hours.
  • pure water refers to water purified by filtration through a reverse osmosis membrane.
  • Examples 1-12, 14 and Comparative Examples 1-2 A layer (coating layer) composed of an acidic polymer and a basic polymer was formed on the molded bodies obtained in Reference Examples 1 to 15.
  • the molded body obtained in Reference Example 1 was immersed in a PAA solution for 30 minutes and then immersed in three pure water baths for 5 minutes.
  • the molded body was immersed in the PEI solution A for 30 minutes, and then immersed in three pure water baths for 5 minutes.
  • the molded body was immersed in a CPDA solution for 30 minutes and then immersed in three pure water baths for 5 minutes, respectively, and then the slipperiness, wettability, and dynamic contact angle were evaluated (Example 1).
  • the molded bodies obtained in Examples 1 to 12 and 14 had improved wettability. Further, when the dynamic contact angles of the molded bodies obtained in Examples 11 to 12 and Comparative Example 1 were compared, the dynamic contact angles of the molded bodies of Examples 11 to 12 were reduced. Although the reasons for these are not clear, the molded bodies of Examples 1 to 12 and 14 have a stickiness on the surface compared to the molded body before the coating of Comparative Example 1 at the stage before coating. It is possible that the polymer has become easier to adhere.
  • Comparative Example 3 The molded body obtained in Reference Example 12 was immersed in a 1% by weight PVP K90 aqueous solution (polyvinylpyrrolidone, Sigma-Aldrich Japan, molecular weight 360,000) for 30 minutes at room temperature, and then taken out with a finger. There was sex. The slipperiness evaluation criteria was A. After that, it was rinsed lightly with pure water in a beaker and touched with a human finger. E in terms of evaluation of slidability.
  • PVP K90 aqueous solution polyvinylpyrrolidone, Sigma-Aldrich Japan, molecular weight 360,000
  • Example 13 The molded body obtained in Example 12 was immersed in a borate buffer solution in a sealed vial and irradiated with ⁇ rays.
  • the gamma ray dose was 35 kGy.
  • Table 2 shows the evaluation results of slipperiness, wettability, dynamic contact angle, and scrubbing durability.
  • Example 15 The surface friction coefficient (MIUa) between the molded body obtained in Example 14 and the quartz glass plate when wetted with a borate buffer solution and the surface friction coefficient between the quartz glass plate when wetted with physiological saline (MIUb) was measured. The measurement results are shown in Table 3.
  • Comparative Example 4 The molded body (before coating) obtained in Reference Example 15 was subjected to the same measurement as in Example 15 with a borate buffer solution.
  • the present invention relates to a medical device, and is preferably used for a device used in contact with a patient or in contact with a tissue collected from the patient, for example, blood or other body fluid, such as an ophthalmic lens or a skin material.
  • a device used in contact with a patient or in contact with a tissue collected from the patient for example, blood or other body fluid, such as an ophthalmic lens or a skin material.
  • it is useful as an ophthalmic lens such as a low hydrous soft ophthalmic lens, for example, a low hydrous soft contact lens, an intraocular lens, an artificial cornea, a corneal inlay, a corneal onlay, and an eyeglass lens.

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Abstract

　低含水性軟質基材の表面の少なくとも一部に、酸性ポリマーおよび塩基性ポリマーからなる層が形成された医療デバイスであって、前記低含水性軟質基材が、１分子あたり１個の重合性官能基およびシリコーン部位を有する単官能モノマー成分Ｍを含む共重合体を主成分とする医療デバイスにより、濡れ性および易滑性に優れ、軟らかく破れ難い医療デバイスを提供する。

Description

医療デバイスおよびその製造方法
　本発明は、医療デバイスおよびその製造方法に関するものである。
　医療デバイスの１つとして、ソフトコンタクトレンズ（軟質眼用レンズ）が例示される。市販のソフトコンタクトレンズには２５％程度～８０％程度の含水率を有するハイドロゲル素材が一般的に用いられている。しかしながら、ハイドロゲル素材からなる含水性ソフトコンタクトレンズは、水を含んでいるためにコンタクトレンズから水が蒸発する現象が生じる。これにより、ある一定割合のコンタクトレンズ装用者は、裸眼のときよりも強い乾燥感をおぼえ、不快と感じることがあった。中にはコンタクトレンズドライアイといわれる症状を訴える者も存在した。またハイドロゲル素材からなる含水性ソフトコンタクトレンズは、涙液中の成分によって汚染されやすく、しかも多量の水を含んでいることから細菌繁殖のリスクもあった。
　一方、高酸素透過性の低含水性ソフトコンタクトレンズとしては、例えば分子鎖両末端がビニルメチルシリル基で封鎖されたポリジメチルシロキサンとメチルハイドロジェンポリシロキサンとの混合物に白金系の触媒を加え、モールディング法で加熱硬化させる方法で得られるシリコーンラバーレンズが知られている（特許文献１参照）。
　また、複数の重合性官能基を有するポリシロキサンや、片方の末端に重合性官能基を有するＴＲＩＳ型のポリシロキサンを主体とした酸素透過性の高いコンタクトレンズ材料が特許文献２～７等に記載されている。このうち、特許文献６には、２官能性有機シロキサンマクロマー単独で、または他のモノマーと共重合させて得られる重合体からなるコンタクトレンズ材料が開示されており、共重合に用いられるモノマーとしてはアクリル酸フルオロアルキルエステルまたはメタクリル酸フルオロアルキルエステル、およびアクリル酸アルキルエステルまたはメタクリル酸アルキルエステルが開示されている。
　しかしながら、従来の高酸素透過性の低含水性ソフトコンタクトレンズにも次のような問題点が見られた。まずシリコーンラバーレンズについては、レンズ表面の疎水性を改善するために施した親水化処理層が剥離したり、弾力性が大きすぎるために角膜への固着が起こるなどの欠点があって、広く実用化されるまでには到らなかった。
　また、複数の重合性官能基を有するポリシロキサンを主体とする材料は、酸素透過性が高く、柔軟性も持ち合わせており、コンタクトレンズに適する材料の１つと考えられる。しかしながら、重合後のレンズ表面に粘着性が残るために角膜に固着する懸念があり、またレンズの柔軟性と耐折り曲げ性などの機械物性のバランスが不十分であった。
　また、特許文献７には、非含水性ソフトコンタクトレンズの材料として、アルコキシシランおよびシリコーンモノマーを構成要素とする重合体が開示されている。このうち、アルコキシシランは、一般に加水分解や縮合が起こりやすく、縮合が起こると架橋剤として機能するため、弾性率が高くなる。その結果、コンタクトレンズが硬くなって装用感が悪化するという問題があった。また、シリコーンモノマーに関しては、シリコーン部位が分岐型構造を有している場合、シリコーンモノマーの含有量が増大すると、コンタクトレンズの形状回復性が低下するという問題があった。
　医療デバイスの表面を改質する方法に関しては、種々知られているが、その中で二種類以上のポリマー材料の層を１層ずつコーティングして積層する方法が知られている（例えば、特許文献８～１０参照）。中でも互いに反対の荷電を有する二つのポリマー材料を１層ずつ交互にコーティングする方法は、ＬｂＬ法などと呼ばれ、材料の各々の層が、異なる材料の他の層と非共有結合的に結合されると考えられている。しかしながら、この方法の有用性が明示されている高酸素透過性軟質眼用レンズは、シリコーンハイドロゲル素材のものだけであり、低含水性軟質眼用レンズに対する有用性は知られていなかった。また従来のＬｂＬコーティングは４層～２０層程度といった多層で行われており、製造工程が長くなり製造コストの増大を招くおそれがあった。
特開昭５４－８１３６３号公報 特開昭５４－２４０４７号公報 特開昭５６－５１７１５号公報 特開昭５９－２２９５２４号公報 特開平２－１８８７１７号公報 特開平５－５８６１号公報 特表２００２－３１１３９５号公報 特表２００２－５０１２１１号公報 特表２００５－５３８４１８号公報 特表２００９－５４０３６９号公報
　本発明は、上記に鑑みてなされたものであって、濡れ性および易滑性に優れ、装用時に角膜等に貼り付く現象を大幅に低減ないし回避するとともに、軟らかく破れ難い医療デバイスを提供することを目的とする。また、医療デバイスを簡便なプロセスで安価に製造することを目的とする。
　上記の目的を達成するために、本発明は下記の構成を有する。
　本発明は、低含水性軟質基材の表面の少なくとも一部に、酸性ポリマーおよび塩基性ポリマーからなる層が形成された医療デバイスであって、該低含水性軟質基材が、１分子あたり１個の重合性官能基およびシリコーン部位を有する単官能モノマー成分Ｍを含む共重合体を主成分とする。
　上記単官能モノマー成分Ｍの数平均分子量は、３００～１２００００であることが好ましい。また上記単官能モノマー成分Ｍは、下記式（Ｍ１）で表される成分から選択されるものが好ましい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000003
式中、Ｘ３は重合性官能基を表す。Ｒ１１～Ｒ１９はそれぞれ独立に、水素、炭素数１～２０のアルキル基、フェニル基、および炭素数１～２０のフルオロアルキル基から選ばれた置換基を表す。Ｌ３は２価の基を表す。ｃおよびｄは、それぞれ独立に０～７００の整数を表す。ただしｃとｄは同時に０ではない。
　前記基材が、
（１）前記成分Ｍおよび下記成分Ａを含む共重合体；または
（２）前記成分Ｍ、下記成分Ａおよび成分Ｂを含む共重合体；
を主成分とすることが好ましい；
　成分Ａ：１分子あたり複数の重合性官能基を有し、数平均分子量が６０００以上のポリシロキサン化合物；
　成分Ｂ：フルオロアルキル基を有する重合性モノマー。
　また、本発明は、下記工程１ａ～工程３ａをこの順に含む医療デバイスの製造方法である；
＜工程１ａ＞
　１分子あたり１個の重合性官能基、およびシリコーン部位を有する単官能モノマーである成分Ｍを含む混合物を重合し、成型体を得る工程；
＜工程２ａ＞
　成型体を塩基性ポリマー溶液に接触させた後、余剰の該塩基性ポリマー溶液を洗浄除去する工程；
＜工程３ａ＞
　成型体を酸性ポリマー溶液に接触させた後、余剰の該酸性ポリマー溶液を洗浄除去する工程。
　また、本発明は、下記工程１ｂ～工程４ｂをこの順に含む医療デバイスの製造方法である；
＜工程１ｂ＞
　１分子あたり１個の重合性官能基、およびシリコーン部位を有する単官能モノマーである成分Ｍを含む混合物を重合し、成型体を得る工程；
＜工程２ｂ＞   
　成型体を酸性ポリマー溶液に接触させた後、余剰の該酸性ポリマー溶液を洗浄除去する工程；
＜工程３ｂ＞
　成型体を塩基性ポリマー溶液に接触させた後、余剰の該塩基性ポリマー溶液を洗浄除去する工程；
＜工程４ｂ＞   
　成型体を酸性ポリマー溶液に接触させた後、余剰の該酸性ポリマー溶液を洗浄除去する工程。
　本発明の医療デバイスは、易滑性および濡れ性に優れるため、従来の低含水性軟質眼用レンズにおいて問題とされていた装用時に角膜に貼り付く現象を大幅に低減ないし回避することができる。また、本発明の医療デバイスは、低含水性であることから細菌の繁殖リスクを低減することができる。さらに、本発明の医療デバイスは、基材の弾性率および伸度を所望の範囲とすることにより軟らかさと破れ難さを兼ね備えた、従来の医療デバイスにない優れた機械特性を奏するという効果を有する。また、本発明の医療デバイスは、応力ゼロ時間が低下することにより、形状回復性に優れるという効果を奏する。
図１は、本発明の実施例にかかる医療デバイスのサンプルの表面摩擦係数を測定する装置を示す模式図である。ただし図１は、装置標準の測定治具および摩擦子をセットした状態を示す。 図２は、図１に示すＡ方向からみた本発明の実施例にかかる医療デバイスのサンプルの表面摩擦係数を測定するための測定治具および摩擦子の要部の構成を示す模式図である。 図３は、本発明の実施例にかかる医療デバイスのサンプルの表面摩擦係数を測定するための測定治具および摩擦子の要部の構成を示す部分断面図である。
　本発明で使用する医療デバイスとは、医療用として使用され、患者と接触、または患者から採取された組織、例えば、血液やその他の体液と接触させて使用するデバイスをいう。好適には、眼用レンズ、内視鏡、カテーテル、輸液チューブ、気体輸送チューブ、ステント、シース、カフ、チューブコネクタ、アクセスポート、排液バッグ、血液回路、皮膚用材料または薬剤担体などが例示される。
　本発明の医療デバイスにおいて、低含水性とは含水率が１０質量％以下であることを意味する。また、軟質とは弾性率（引張弾性率）が１０ＭＰａ以下であることを意味する。
　ここで、含水率は、たとえばフィルム形状の乾燥状態の試験片の質量（乾燥状態での質量）と、湿潤状態の該試験片の質量（湿潤状態での質量）とから、｛（湿潤状態での質量）－（乾燥状態での質量）／湿潤状態での質量｝×１００により与えられる。
　本発明の医療デバイスは、低含水性であることから、眼用レンズとして使用する場合、装用者の眼の乾燥感が小さく装用感に優れるという特徴を有する。また本発明の医療デバイスは、低含水性であることから、細菌の繁殖リスクが小さいという利点を有する。含水率は５％以下がより好ましく２％以下がさらに好ましく、１％以下が最も好ましい。含水率が高すぎると、眼用レンズ装用者の眼の乾燥感が大きくなったり、細菌の繁殖リスクが高まるなどするために好ましくない。
　本発明の医療デバイスの弾性率（引張弾性率）は、０．０１～１．０ＭＰａが好ましく、０．１～０．８ＭＰａがより好ましく、０．１～０．７ＭＰａがさらに好ましく、０．２～０．６ＭＰａがよりいっそう好ましく、０．２～０．５５ＭＰａが最も好ましい。弾性率が小さすぎると、軟らかすぎてハンドリングが難しくなる傾向がある。弾性率が大きすぎると、硬すぎて、患者の皮膚に接触した際やレンズを装着した際の装用感が悪くなる傾向がある。弾性率１ＭＰａ以下になると良好な装用感が得られるので好ましい。弾性率は、湿潤状態の試料にて測定される。
　本発明の医療デバイスの伸度（引張破断伸度）は１００％～１０００％が好ましく、２００％～７００％がより好ましい。伸度が小さいと、医療デバイスが破れやすくなるので好ましくない。伸度が大きすぎる場合には、医療デバイスが変形しやすくなる傾向があり好ましくない。伸度は、湿潤状態の試料にて測定される。
　本発明の医療デバイスは、表面の濡れ性に優れることが生体への馴染みという観点から重要である。特に眼用レンズの場合は装用者の角膜への貼り付きを防止する観点から、動的接触角（前進時、浸漬速度：０．１ｍｍ／ｓｅｃ）が１００゜以下が好ましく、９０゜以下がより好ましく、８０゜以下がさらに好ましい。装用者の角膜への貼り付きを防止する観点からは、動的接触角はより低いことが好ましく、６５゜以下が好ましく、６０゜以下がより好ましく、５５゜以下がさらに好ましく、５０゜以下が一層好ましく、４５゜以下が最も好ましい。動的接触角は、ホウ酸緩衝液による湿潤状態の試料にて、ホウ酸緩衝液に対して測定される。
　また、本発明の医療デバイスは、表面の濡れ性に優れることが生体への馴染みという観点から重要である。かかる観点から、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、液膜保持時間とは、ホウ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（眼用レンズの場合は直径方向）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。液膜保持時間は、５秒以上が好ましく、１０秒以上がさらに好ましく、２０秒以上が最も好ましい。ここで直径とは、レンズの縁部が構成する円の直径である。また、液膜保持時間はホウ酸緩衝液による湿潤状態の試料にて測定される。
　また、体組織の表面に接触した際の動きを円滑にする観点、特に眼用レンズの場合は装用者の角膜への貼り付きを防止する観点からは、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。
　易滑性を表す指標の一つとして、後述の実施例に示した方法で測定される表面摩擦係数比（ＱａおよびＱｂ）が小さい方が好ましい。本発明の医療デバイスは、ホウ酸緩衝液による湿潤時の表面摩擦係数比（Ｑａ）が２以下であることが好ましく、１．６以下がより好ましく、１以下がさらに好ましい。ただし、
Ｑａ＝ＭＩＵａ／ＭＩＵｏ
ここで、ＭＩＵａは、該医療デバイスの、ホウ酸緩衝液による湿潤時における平滑な石英ガラス板との間の表面摩擦係数を表す。ＭＩＵｏは“アキュビュー（登録商標）オアシス”の、ホウ酸緩衝液による湿潤時における平滑な石英ガラス板との間の表面摩擦係数を表す。
　表面摩擦係数比Ｑａが小さいほど、表面摩擦が小さく、生体（例えばコンタクトレンズの場合は角膜や眼瞼結膜）との間に擦れが生じたときに、生体に与える影響が小さくなるために好ましい。その意味では、表面摩擦係数比Ｑａは１以下が好ましく、０．８以下がより好ましく、０．６以下が最も好ましい。
　また、生理食塩水による湿潤時の表面摩擦係数比（Ｑｂ）が３以下であることが好ましく、２以下であることがより好ましく、１．５以下であることがさらに好ましい。ただし、
Ｑｂ＝ＭＩＵｂ／ＭＩＵｏ
ここで、ＭＩＵｂは、該医療デバイスの、生理食塩水による湿潤時における平滑な石英ガラス板との間の表面摩擦係数を表す。
　本発明の医療デバイスは、ＱａよりもＱｂが大きくなる傾向があり、場合によってはＱｂが非常に大きくなる場合があることが見出された。しかしながら、生理食塩水は、体液（例えばコンタクトレンズの場合は涙液）と類似した液体であり、医療デバイスの生体表面（眼用レンズの場合は角膜）への貼り付きを防止する観点からは、生理食塩水による湿潤時の表面摩擦係数比（Ｑｂ）もまた小さいことが好ましい。
　表面摩擦係数比Ｑｂは小さいほど、表面摩擦が小さく、生体（例えばコンタクトレンズの場合は角膜や眼瞼結膜）との間に擦れが生じたときに、生体に与える影響が小さくなるために好ましい。その意味では、表面摩擦係数比Ｑｂは１．５以下が好ましく、１．０以下がより好ましく、０．８以下が最も好ましい。
　また、本発明の医療デバイスは、生理食塩水による湿潤時の表面摩擦係数比Ｑｂとホウ酸緩衝液による湿潤時の表面摩擦係数比Ｑａの差（Ｑｂ－Ｑａ）が１．６以下であることが好ましく、１．３以下がより好ましく、１．０以下がさらに好ましい。表面摩擦係数比Ｑｂと表面摩擦係数比Ｑａとの差が小さいと、医療デバイスを生体に適用したときの易滑性と、適用前（例えば開封時）の易滑性との差が小さくなる傾向があり好ましい。
　本発明の医療デバイスは、患者の体組織（眼用レンズの場合は眼）への大気からの酸素供給の観点から、高い酸素透過性を有することが好ましい。酸素透過係数[×１０－１１（ｃｍ２／ｓｅｃ）ｍＬＯ２／（ｍＬ・ｈＰａ）]は５０～２０００が好ましく、１００～１５００がより好ましく、２００～１０００がさらに好ましく、３００～７００が最も好ましい。酸素透過性を大きくしすぎると機械物性などの他の物性に悪影響が出る場合があり好ましくない。酸素透過係数は、乾燥状態の試料にて測定される。
　また、本発明の医療デバイスは、形状回復性、例えば、応力ゼロ時間が１．００秒以下であることが好ましく、０．９０秒以下であることがより好ましく、０．８３秒以下であることが最も好ましい。応力ゼロ時間はホウ酸緩衝液による湿潤状態の試料にて、実施例に記載した方法で測定される。
　さらに、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、および人工涙液浸漬試験により、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、装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５μｇ／ｃｍ２以下が好ましく、４μｇ／ｃｍ２以下がより好ましく、３μｇ／ｃｍ２以下が最も好ましい。
　本発明の医療デバイスは、使用用途に応じて、レンズ形状やシート状の成型体（以下、基材と呼ぶ）を含み、該基材の表面の少なくとも一部に、酸性ポリマーおよび塩基性ポリマーからなる層が形成されている。
　基材は、１分子あたり１個の重合性官能基およびシリコーン部位を有する単官能モノマー成分Ｍを含む共重合体を主成分とする。以後、「１分子あたり１個の重合性官能基およびシリコーン部位を有する単官能モノマー成分Ｍ」を「成分Ｍ」と呼ぶ。ここで、主成分とは乾燥状態の基材質量を基準（１００質量％）として５０質量％以上含まれる成分であることを意味する。また、成分Ｍを含む共重合体とは、成分Ｍおよび他のモノマーを共重合して得られた共重合体を意味する。
　ここでシリコーン部位とは少なくとも一つのＳｉ－Ｏ－Ｓｉ結合（シロキサン結合）を有する有機基を表す。
　成分Ｍのシリコーン部位は直鎖状であることが好ましい。シリコーン部位が直鎖状であれば、得られる医療デバイスの形状回復性が向上する。ここで直鎖状とは、重合性基を有する基と結合したケイ素原子を起点とする、一本の線状に連なるＳｉ－（Ｏ－Ｓｉ）ｎ－１－Ｏ－Ｓｉ結合で示される構造を指す（ただし、ｎは２以上の整数を表す）。得られる医療デバイスが十分な形状回復性を得るためには、ｎは３以上の整数が好ましく、４以上がより好ましく、５以上がさらに好ましく、６以上が最も好ましい。また、「シリコーン部位が直鎖状である」とはシリコーン部位が前記の直鎖状構造を有し、かつ直鎖状構造の条件を満たさないＳｉ－Ｏ－Ｓｉ結合を有さないことを意味する。
　成分Ｍの数平均分子量は、３００～１２００００であることが好ましい。成分Ｍの数平均分子量がこの範囲にあることで、柔軟で装用感に優れ、しかも耐折り曲げ性などの機械物性に優れた基材が得られる。成分Ｍの数平均分子量は、耐折り曲げ性などの機械物性により優れ、かつ形状回復性に優れた基材が得られることから、５００以上がより好ましい。成分Ｍの数平均分子量は、１０００～２５０００の範囲にあることがより好ましく、５０００～１５０００の範囲にあることが一層好ましい。成分Ｍの数平均分子量が小さすぎる場合には耐折り曲げ性や形状回復性などの機械物性が低くなる傾向があり、特に５００未満では耐折り曲げ性、および形状回復性が低くなることがある。成分Ｍの数平均分子量が大きすぎる場合には、柔軟性や透明性が低下する傾向があり好ましくない。
　本発明において、成分Ｍの数平均分子量は、クロロホルムを溶媒として用いたゲル浸透クロマトグラフィー法（ＧＰＣ法）で測定されるポリスチレン換算の数平均分子量である。質量平均分子量および分散度（質量平均分子量を数平均分子量で除した値）も同様の方法で測定される。本発明の基材として使用される他の成分についても、同様の方法で数平均分子量および質量平均分子量が測定される。
　なお、本明細書においては、質量平均分子量をＭｗ、数平均分子量をＭｎで表す場合がある。また分子量１０００を１ｋＤと表記することがある。例えば「Ｍｗ３３ｋＤ」という表記は「質量平均分子量３３０００」を表す。
　成分Ｍの重合性官能基としては、ラジカル重合可能な官能基が好ましく、炭素炭素二重結合を有するものがより好ましい。好ましい重合性官能基の例としては、ビニル基、アリル基、（メタ）アクリロイル基、α－アルコキシメチルアクリロイル基、マレイン酸残基、フマル酸残基、イタコン酸残基、クロトン酸残基、イソクロトン酸残基、およびシトラコン酸残基などである。これらの中でも高い重合性を有することから（メタ）アクリロイル基が最も好ましい。
　なお、本明細書において（メタ）アクリロイルという語はメタクリロイルおよびアクリロイルの両方を表すものであり、（メタ）アクリル、（メタ）アクリレートなどの語も同様である。
　成分Ｍとしては、下記式（Ｍ１）の構造を有するものが好ましい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000004
　式中、Ｘ３は重合性官能基を表す。Ｒ１１～Ｒ１９はそれぞれ独立に、水素、炭素数１～２０のアルキル基、フェニル基、および炭素数１～２０のフルオロアルキル基から選ばれた置換基を表す。Ｌ３は２価の基を表す。ｃおよびｄは、それぞれ独立に０～７００の整数を表す。ただしｃとｄは同時に０ではない。
　Ｘ３としては、前記のラジカル重合可能な官能基が好ましい。
　Ｒ１１～Ｒ１９の好適な具体例は、水素；メチル基、エチル基、プロピル基、イソプロピル基、ブチル基、ｔ－ブチル基、デシル基、ドデシル基、オクタデシル基などの炭素数１～２０のアルキル基；フェニル基、トリフルオロメチル基、トリフルオロエチル基、トリフルオロプロピル基、テトラフルオロプロピル基、ヘキサフルオロイソプロピル基、ペンタフルオロブチル基、ヘプタフルオロペンチル基、ノナフルオロヘキシル基、ヘキサフルオロブチル基、ヘプタフルオロブチル基、オクタフルオロペンチル基、ノナフルオロペンチル基、ドデカフルオロヘプチル基、トリデカフルオロヘプチル基、ドデカフルオロオクチル基、トリデカフルオロオクチル基、ヘキサデカフルオロデシル基、ヘプタデカフルオロデシル基、テトラフルオロプロピル基、ペンタフルオロプロピル基、テトラデカフルオロオクチル基、ペンタデカフルオロオクチル基、オクタデカフルオロデシル基、およびノナデカフルオロデシル基などの炭素数１～２０のフルオロアルキル基である。これらの中で、医療デバイスに良好な機械物性と高酸素透過性を与えるという観点からさらに好ましいのは、水素およびメチル基であり、最も好ましいのはメチル基である。
　Ｌ３としては、炭素数１～２０の２価の基が好ましい。中でも式（Ｍ１）の化合物が高純度で得られやすい利点を有することから、下記式（ＬＥ１）～（ＬＥ１２）で表される基から選ばれた基が好ましく、中でも下記式（ＬＥ１）、（ＬＥ３）、（ＬＥ９）および（ＬＥ１１）で表される基から選ばれた基がより好ましく、下記式（ＬＥ１）および（ＬＥ３）で表される基から選ばれた基がさらに好ましく、下記式（ＬＥ１）で表される基が最も好ましい。なお、下記式（ＬＥ１）～（ＬＥ１２）は、左側が重合性官能基Ｘ３に結合する末端、右側がケイ素原子に結合する末端として描かれている。
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000005
　式（Ｍ１）中、ｃおよびｄは、それぞれ独立に０～７００の整数を表す。ただしｃとｄは同時に０ではない。ｃとｄの合計値（ｃ＋ｄ）は、３以上が好ましく、１０以上がより好ましく、１０～５００がより好ましく、３０～３００がより好ましく、５０～２００がさらに好ましい。
　Ｒ１１～Ｒ１８が全てメチル基の場合、ｄ＝０であり、ｃは、３～７００が好ましく、１０～５００がより好ましく、３０～３００がより好ましく、５０～２００がさらに好ましい。この場合、ｃの値は、成分Ｍの分子量によって決まる。
　基材において、成分Ｍは１種類のみ用いてもよいし、２種類以上組み合わせて用いてもよい。
　　本発明の医療デバイスの好ましい態様として、前記基材が、前記成分Ｍおよび１分子あたり複数の重合性官能基を有し、数平均分子量が６０００以上のポリシロキサン化合物である成分Ａを含む共重合体を主成分とすることが好ましい。
　ここで、ポリシロキサン化合物とは、
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000006
で表される繰り返し構造（ｒ）を有する化合物を表す（Ｒａ、Ｒｂは１価の有機基であり、繰り返し構造（ｒ）は、ＲａおよびＲｂが同一または異なるものの組み合わせでもよい）。
　成分Ａは、複数の重合性官能基を有するポリシロキサン化合物であり、成分Ａの重合性官能基の数は、１分子あたり２個以上であればよいが、より柔軟（低弾性率）な医療デバイスが得られやすいという観点からは、１分子あたり２個が好ましい。成分Ａは、重合性官能基を分子鎖のいずれの位置に有していてもよいが、特に分子鎖の両末端に重合性官能基を有する構造が好ましい。
　成分Ａの数平均分子量は６０００以上であることが好ましい。成分Ａの数平均分子量がこの範囲にあることで、柔軟で装用感に優れ、しかも耐折り曲げ性などの機械物性に優れた医療デバイスが得られる。成分Ａのポリシロキサン化合物の数平均分子量は、耐折り曲げ性などの機械物性により優れた医療デバイスが得られることから、８０００以上が好ましい。成分Ａの数平均分子量は８０００～１０００００の範囲にあることが好ましく、９０００～７００００の範囲にあることがより好ましく、１００００～５００００の範囲にあることが一層好ましい。成分Ａの数平均分子量が小さすぎる場合には耐折り曲げ性などの機械物性が低くなる傾向があり、特に６０００未満では耐折り曲げ性が低くなる。成分Ａの数平均分子量が大きすぎる場合には、柔軟性や透明性が低下する傾向があり好ましくない。
　本発明の医療デバイスを低含水性軟質眼用レンズなどに使用する場合、透明性が高いことが好ましい。透明性の基準としては、目視した際に透明で濁りがないことが好ましい。さらに眼用レンズは、レンズ投影機で観察した場合、濁りがほとんど、または、全く観察されないことが好ましく、濁りが全く観察されないことが最も好ましい。
　成分Ａの分散度（質量平均分子量を数平均分子量で除した値）は、６以下が好ましく、３以下がより好ましく、２以下がさらに好ましく、１．５以下が最も好ましい。成分Ａの分散度が小さい場合、他の成分との相溶性が向上し、得られる医療デバイスの透明性が向上する、得られる医療デバイスに含まれる抽出可能な成分が減る、医療デバイス成型に伴う収縮率が小さくなる、などの利点が生じる。医療デバイスが眼用レンズである場合、レンズ成型に伴う収縮率は、レンズ成型比＝［レンズ直径］／［モールドの空隙部の直径］で評価することができる。レンズ成型比は、１に近いほど高品位のレンズを安定に製造することが容易となる。成型比は０．８５～２．０の範囲が好ましく、０．９～１．５の範囲がより好ましく、０．９１～１．３の範囲が最も好ましい。
　成分Ａの重合性官能基としては、ラジカル重合可能な官能基が好ましく、炭素炭素二重結合を有するものがより好ましい。好ましい重合性官能基の例としては、ビニル基、アリル基、（メタ）アクリロイル基、α－アルコキシメチルアクリロイル基、マレイン酸残基、フマル酸残基、イタコン酸残基、クロトン酸残基、イソクロトン酸残基、およびシトラコン酸残基などである。これらの中でも高い重合性を有することから（メタ）アクリロイル基が最も好ましい。成分Ａが分子内に２個以上の重合性官能基を有する場合、分子内に有する重合性官能基は、同一または異なる重合性官能基であってよい。
　また、成分Ａの重合性官能基は、良好な機械物性の医療デバイスが得られやすいことから、成分Ｍの重合性官能基と共重合可能であることがより好ましい。成分Ｍと成分Ａが均一に共重合されることで良好な表面特性を有する医療デバイスが得られやすいことから、成分Ｍの重合性官能基と同一であることがさらに好ましい。成分Ａの重合性官能基と成分Ｍの重合性官能基が、ともに（メタ）アクリロイル基であることが最も好ましい。
　成分Ａとしては、下記式（Ａ１）の構造を有するものが好ましい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000007
　式（Ａ１）中、Ｘ１およびＸ２はそれぞれ独立に重合性官能基を表す。Ｒ１～Ｒ８はそれぞれ独立に、水素、炭素数１～２０のアルキル基、フェニル基、および炭素数１～２０のフルオロアルキル基から選ばれた置換基を表す。Ｌ１およびＬ２は、それぞれ独立に２価の基を表す。ａおよびｂは、それぞれ独立に０～１５００の整数を表す。ただしａとｂは同時に０ではない。
　Ｘ１およびＸ２としては、ラジカル重合可能な官能基が好ましく、炭素炭素二重結合を有するものが好ましい。好ましい重合性官能基の例としては、ビニル基、アリル基、（メタ）アクリロイル基、α－アルコキシメチルアクリロイル基、マレイン酸残基、フマル酸残基、イタコン酸残基、クロトン酸残基、イソクロトン酸残基、およびシトラコン酸残基などである。これらの中でも高い重合性を有することから（メタ）アクリロイル基が最も好ましい。
　Ｒ１～Ｒ８の好適な具体例は、水素；メチル基、エチル基、プロピル基、イソプロピル基、ブチル基、ｔ－ブチル基、デシル基、ドデシル基、オクタデシル基などの炭素数１～２０のアルキル基；フェニル基、トリフルオロメチル基、トリフルオロエチル基、トリフルオロプロピル基、テトラフルオロプロピル基、ヘキサフルオロイソプロピル基、ペンタフルオロブチル基、ヘプタフルオロペンチル基、ノナフルオロヘキシル基、ヘキサフルオロブチル基、ヘプタフルオロブチル基、オクタフルオロペンチル基、ノナフルオロペンチル基、ドデカフルオロヘプチル基、トリデカフルオロヘプチル基、ドデカフルオロオクチル基、トリデカフルオロオクチル基、ヘキサデカフルオロデシル基、ヘプタデカフルオロデシル基、テトラフルオロプロピル基、ペンタフルオロプロピル基、テトラデカフルオロオクチル基、ペンタデカフルオロオクチル基、オクタデカフルオロデシル基、およびノナデカフルオロデシル基などの炭素数１～２０のフルオロアルキル基である。これらの中で、医療デバイスに良好な機械物性と高酸素透過性を与えるという観点からさらに好ましいのは、水素およびメチル基であり、最も好ましいのはメチル基である。
　Ｌ１およびＬ２としては、炭素数１～２０の２価の基が好ましい。中でも式（Ａ１）の化合物が高純度で得られやすい利点を有することから、下記式（ＬＥ１）～（ＬＥ１２）で表される基から選ばれた基が好ましく、中でも下記式（ＬＥ１）、（ＬＥ３）、（ＬＥ９）および（ＬＥ１１）で表される基から選ばれた基がより好ましく、下記式（ＬＥ１）および（ＬＥ３）で表される基から選ばれた基がさらに好ましく、下記式（ＬＥ１）で表される基が最も好ましい。なお、下記式（ＬＥ１）～（ＬＥ１２）は、左側が重合性官能基Ｘ１またはＸ２に結合する末端、右側がケイ素原子に結合する末端として描かれている。
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000008
　式（Ａ１）中、ａおよびｂは、それぞれ独立に０～１５００の整数を表す。ただしａとｂは同時に０ではない。ａとｂの合計値（ａ＋ｂ）は、８０以上が好ましく、１００以上がより好ましく、１００～１４００がより好ましく、１２０～９５０がより好ましく、１３０～７００がさらに好ましい。
　Ｒ１～Ｒ８が全てメチル基の場合、ｂ＝０であり、ａは、８０～１５００が好ましく、１００～１４００がより好ましく、１２０～９５０がより好ましく、１３０～７００がさらに好ましい。この場合、ａの値は、成分Ａのポリシロキサン化合物の分子量によって決まる。
　成分Ａは１種類のみ用いてもよいし、２種類以上を組み合わせて用いてもよい。
　本発明の医療デバイスの基材において、共重合体に含まれる成分Ｍと成分Ａとの質量比は、成分Ａが１００質量部に対して成分Ｍが５～２００質量部、より好ましくは７～１５０質量部、最も好ましくは１０～１００質量部、であることが好ましい。医療デバイスの基材が適当な量の成分Ｍを含有することにより、架橋密度が減少してポリマーの自由度が大きくなり、適度に柔らかい低弾性率の基材を実現することができる。これに対し、成分Ｍの含有量が、成分Ａ１００質量部に対し５質量部を下まわると、架橋密度が高くなり、基材が硬くなる。また、成分Ｍの含有量が、成分Ａ１００質量部に対し２００質量部を超えると、軟らかくなりすぎ、破れやすくなるため好ましくない。
　本発明の医療デバイスの別の好ましい態様として、前記基材が、前記成分Ｍ、前記成分Ａおよびフルオロアルキル基を有する重合性モノマーである成分Ｂを含む共重合体を主成分とすることが好ましい。
　成分Ｂはフルオロアルキル基に起因する臨界表面張力の低下により、撥水撥油性の性質を持ち、これにより、医療デバイス表面が涙液中のタンパク質や脂質などの成分によって汚染されることを抑える効果がある。また、成分Ｂは、柔軟で装用感に優れ、しかも耐折り曲げ性などの機械物性に優れた医療デバイスを与える効果がある。成分Ｂのフルオロアルキル基の好適な具体例は、トリフルオロメチル基、トリフルオロエチル基、トリフルオロプロピル基、テトラフルオロプロピル基、ヘキサフルオロイソプロピル基、ペンタフルオロブチル基、ヘプタフルオロペンチル基、ノナフルオロヘキシル基、ヘキサフルオロブチル基、ヘプタフルオロブチル基、オクタフルオロペンチル基、ノナフルオロペンチル基、ドデカフルオロヘプチル基、トリデカフルオロヘプチル基、ドデカフルオロオクチル基、トリデカフルオロオクチル基、ヘキサデカフルオロデシル基、ヘプタデカフルオロデシル基、テトラフルオロプロピル基、ペンタフルオロプロピル基、テトラデカフルオロオクチル基、ペンタデカフルオロオクチル基、オクタデカフルオロデシル基、およびノナデカフルオロデシル基などの炭素数１～２０のフルオロアルキル基である。より好ましくは、炭素数２～８のフルオロアルキル基、例えば、トリフルオロエチル基、テトラフルオロプロピル基、ヘキサフルオロイソプロピル基、オクタフルオロペンチル基、およびドデカフルオロオクチル基であり、最も好ましくはトリフルオロエチル基である。
　成分Ｂの重合性官能基としてはラジカル重合可能な官能基が好ましく、炭素炭素二重結合を有するものがより好ましい。好ましい重合性官能基の例としては、ビニル基、アリル基、（メタ）アクリロイル基、α－アルコキシメチルアクリロイル基、マレイン酸残基、フマル酸残基、イタコン酸残基、クロトン酸残基、イソクロトン酸残基、およびシトラコン酸残基などであるが、これらの中でも高い重合性を有することから（メタ）アクリロイル基が最も好ましい。
　柔軟で装用感に優れ、しかも耐折り曲げ性などの機械物性に優れた医療デバイスが得られる効果が大きいことから、成分Ｂとして最も好ましいのは（メタ）アクリル酸フルオロアルキルエステルである。かかる（メタ）アクリル酸フルオロアルキルエステルの具体例としては、トリフルオロエチル（メタ）アクリレート、テトラフルオロエチル（メタ）アクリレート、トリフルオロプロピル（メタ）アクリレート、テトラフルオロプロピル（メタ）アクリレート、ペンタフルオロプロピル（メタ）アクリレート、ヘキサフルオロブチル（メタ）アクリレート、ヘキサフルオロイソプロピル（メタ）アクリレート、ヘプタフルオロブチル（メタ）アクリレート、オクタフルオロペンチル（メタ）アクリレート、ノナフルオロペンチル（メタ）アクリレート、ドデカフルオロペンチル（メタ）アクリレート、ドデカフルオロヘプチル（メタ）アクリレート、ドデカフルオロオクチル（メタ）アクリレート、およびトリデカフルオロヘプチル（メタ）アクリレートが挙げられる。トリフルオロエチル（メタ）アクリレート、テトラフルオロエチル（メタ）アクリレート、ヘキサフルオロイソプロピル（メタ）アクリレート、オクタフルオロペンチル（メタ）アクリレート、ドデカフルオロオクチル（メタ）アクリレートが好ましく用いられる。最も好ましくはトリフルオロエチル（メタ）アクリレートである。成分Ｂは１種類のみ用いてもよいし、２種類以上組み合わせて用いてもよい。
　共重合体中における成分Ｂの好ましい含有量は、成分Ａ１００質量部に対して、１０～５００質量部、より好ましくは２０～４００質量部、さらに好ましくは２０～２００質量部である。成分Ｂの使用量が少なすぎる場合は、基材に白濁が生じたり、耐折り曲げ性などの機械物性が不十分になったりする傾向がある。
　また、基材に用いる共重合体としては、成分Ｍ、成分Ａおよび成分Ｂに加えて、前記成分Ｍ、成分Ａおよび成分Ｂとは異なる成分（以下成分Ｃ）をさらに共重合させたものを用いてもよい。
　成分Ｃとしては、共重合体のガラス転移点を室温あるいは０℃以下に下げるものがよい。これらは凝集エネルギ－を低下させるので、共重合体にゴム弾性と柔らかさを与える効果がある。
　成分Ｃの重合性官能基としてはラジカル重合可能な官能基が好ましく、炭素炭素二重結合を有するものがより好ましい。好ましい重合性官能基の例としては、ビニル基、アリル基、（メタ）アクリロイル基、α－アルコキシメチルアクリロイル基、マレイン酸残基、フマル酸残基、イタコン酸残基、クロトン酸残基、イソクロトン酸残基、およびシトラコン酸残基などであるが、これらの中でも高い重合性を有することから（メタ）アクリロイル基が最も好ましい。
　成分Ｃとして、柔軟性や耐折り曲げ性などの機械的特性の改善のために好適な例は、（メタ）アクリル酸アルキルエステル、好ましくはアルキル基の炭素数が１～２０の（メタ）アクリル酸アルキルエステルであり、その具体例としては、メチル（メタ）アクリレート、エチル（メタ）アクリレート、ｎ－プロピル（メタ）アクリレート、ｎ－ブチル（メタ）アクリレート、ｔｅｒｔ－ブチル（メタ）アクリレート、イソブチル（メタ）アクリレート、ｎ－ヘキシル（メタ）アクリレート、ｎ－オクチル（メタ）アクリレート、２－エチルヘキシル（メタ）アクリレート、ｎ－ヘプチル（メタ）アクリレート、ｎ－ノニル（メタ）アクリレート、ｎ－デシル（メタ）アクリレート、イソデシル（メタ）アクリレート、ｎ－ラウリル（メタ）アクリレート、トリデシル（メタ）アクリレート、ｎ－ドデシル（メタ）アクリレート、シクロペンチル（メタ）アクリレート、シクロヘキシル（メタ）アクリレート、およびｎ－ステアリル（メタ）アクリレート等を挙げることができ、より好ましくは、ｎ－ブチル（メタ）アクリレート、ｎ－オクチル（メタ）アクリレート、ｎ－ラウリル（メタ）アクリレート、ｎ－ステアリル（メタ）アクリレートである。これらの中でアルキル基の炭素数が１～１０の（メタ）アクリル酸アルキルエステルはさらに好ましい。アルキル基の炭素数が大きすぎると得られる医療デバイスの透明性が低下する場合があり好ましくない。
　さらに、機械的性質、表面濡れ性、医療デバイスの寸法安定性などを向上させるためには、所望に応じ、以下に述べるモノマーを成分Ｃとして共重合させることができる。
　機械的性質を向上させるためのモノマーとしては、例えばスチレン、ｔｅｒｔ－ブチルスチレン、α－メチルスチレンなどの芳香族ビニル化合物等が挙げられる。
　表面濡れ性を向上させるためのモノマーとしては、例えばメタクリル酸、アクリル酸、イタコン酸、２－ヒドロキシエチルメタクリレート、２－ヒドロキシエチルアクリレート、２－ヒドロキシプロピルメタクリレート、２－ヒドロキシプロピルアクリレート、グリセロールメタクリレート、ポリエチレングリコールメタクリレート、Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド、Ｎ－メチルアクリルアミド、Ｎ，Ｎ－ジメチルアミノエチルメタクリレート、メチレンビスアクリルアミド、ダイアセトンアクリルアミド、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、およびＮ－ビニル－Ｎ－メチルアセトアミド等が挙げられる。中でもＮ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド、Ｎ－メチルアクリルアミド、Ｎ，Ｎ－ジメチルアミノエチルメタクリレート、メチレンビスアクリルアミド、ダイアセトンアクリルアミド、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、およびＮ－ビニル－Ｎ－メチルアセトアミドなどのアミノ基またはアミド基を含有するモノマーが好ましい。特に、Ｎ，Ｎ－ジメチルアミノエチルメタクリレートなどのアミノ基を有するモノマーは、色素との良好な相溶性を有する点で好適である。
　医療デバイスの寸法安定性を向上させるためのモノマーとしては、例えばエチレングリコールジメタクリレート、ジエチレングリコールジメタクリレート、トリエチレングリコールジメタクリレート、ポリエチレングリコールジメタクリレート、トリメチロールプロパントリメタクリレート、ペンタエリスリトールテトラメタクリレート、ビスフェノールＡジメタクリレート、ビニルメタクリレート、アクリルメタクリレートおよびこれらのメタクリレート類に対応するアクリレート類、ジビニルベンゼン、トリアリルイソシアヌレート等が挙げられる。
　本発明の医療デバイスの基材において、成分Ｃは、１種類のみ用いてもよいし、２種類以上を組み合わせて用いてもよい。
　成分Ｃの好ましい使用量は、成分Ａ１００質量部に対して、０．００１～４００質量部、より好ましくは０．０１～３００質量部、さらに好ましくは０．０１～２００質量部、最も好ましくは０．０１～３０質量部である。成分Ｃの使用量が少なすぎる場合は成分Ｃに期待する効果が得られにくくなる。成分Ｃの使用量が多すぎる場合は得られる医療デバイスに白濁が生じたり耐折り曲げ性などの機械物性が不十分になったりする傾向があり好ましくない。
　本発明の医療デバイスは、紫外線吸収剤、色素、着色剤、湿潤剤、スリップ剤、医薬および栄養補助成分、相溶化成分、抗菌成分、離型剤等の成分（成分Ｃｋ）をさらに含んでいてもよい。上記した成分はいずれも、非反応性形態または共重合形態で含有され得る。
　成分Ｃｋを使用する場合、成分Ｃｋの好ましい使用量は、成分Ａ１００質量部に対して、０．００００１～１００質量部、より好ましくは０．０００１～３０質量部、さらに好ましくは０．０００１～１０質量部である。成分Ｃｋの使用量が少なすぎる場合は、紫外線吸収剤や着色剤などの成分に期待される効果が十分に得られない傾向がある。成分Ｃｋの使用量が多すぎる場合は得られる医療デバイスに白濁が生じる傾向があり好ましくない。
　本発明の医療デバイスの基材が紫外線吸収剤を含む場合、装用者の体組織（眼用レンズの場合は眼）を有害紫外線から保護することができる。また、着色剤を含む場合、医療デバイスが着色されて、識別が容易になり、取扱時の利便性が向上する。
　上記した成分はいずれも、非反応性形態または共重合形態で含有され得る。上記成分を共重合した場合、すなわち重合性官能基を有する紫外線吸収剤、重合性官能基を有する着色剤などを使用した場合は、該成分が基材に共重合されて固定化されるので溶出の可能性が小さくなるので好ましい。
　本発明にかかる医療デバイスの基材の１形態は、共重合成分として、紫外線吸収剤および着色剤から選ばれる成分（成分Ｃｋ）、２種類以上の成分Ｃ、成分Ｍ、成分Ａおよび成分Ｂを含むことが好ましい。その場合、成分Ｃとしては、炭素数１～１０の（メタ）アクリル酸アルキルエステルから少なくとも１種類、前記表面濡れ性を向上させるためのモノマーから少なくとも１種類が選ばれることが好ましい。成分Ｃを２種類以上使用することにより、紫外線吸収剤や着色剤との親和性が増し、透明な基材を得ることが容易になる。
　紫外線吸収剤を用いる場合、その好ましい使用量は、成分Ａ１００質量部に対して、０．０１～２０質量部、より好ましくは０．０５～１０質量部、さらに好ましくは０．１～２質量部である。着色剤を用いる場合、その好ましい使用量は、成分Ａ１００質量部に対して、０．００００１～５質量部、より好ましくは０．０００１～１質量部、さらに好ましくは０．０００１～０．５質量部である。紫外線吸収剤や着色剤の含有量が少なすぎる場合は、紫外線吸収効果や着色効果が得られにくくなる。逆に、多すぎる場合はこれらの成分を基材中に溶解せしめることが難しくなる。
　以上の成分から選択された成分を共重合することにより得た本発明の医療デバイスの基材は、架橋度が２．０～１８．３の範囲であることが好ましい。架橋度は、下記式（Ｑ１）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000009
　上記式（Ｑ１）において、Ｑｎは１分子あたりｎ個の重合性基を有するモノマーの合計ミリモル量、Ｗｎは１分子あたりｎ個の重合性基を有するモノマーの合計質量（ｋｇ）を表す。また、モノマーの分子量が分布を有する場合は、数平均分子量を用いてミリモル量を計算することとする。
　基材の架橋度が、２．０より小さくなると、柔らかすぎてハンドリングが難しくなり、１８．３より大きくなると硬すぎて装用感が悪くなる傾向があるので好ましくない。架橋度のより好ましい範囲は３．５～１６．０であり、さらに好ましい範囲は８．０～１５．０であり、最も好ましい範囲は９．０～１４．０である。
　基材は、高い酸素透過性を有するため、および、表面にコーティングされるポリマーとの間に共有結合を介さずに強固な密着性を得るために、ケイ素原子を５質量％以上含むことが好ましい。ケイ素原子の含有量（質量％）は、乾燥状態の基材質量を基準（１００質量％）として算出される。基材のケイ素原子含有率は５質量％～３６質量％が好ましく、７質量％～３０質量％がより好ましく、１０質量％～３０質量％がさらに好ましく、１２質量％～２６質量％が最も好ましい。ケイ素原子の含有率が大きすぎる場合は弾性率が大きくなる場合があり好ましくない。
　基材におけるケイ素原子の含有量は以下の方法で測定することができる。十分乾燥した基材を白金るつぼに秤取し、硫酸を加えてホットプレートおよびバーナーで加熱灰化する。灰化物を炭酸ナトリウムで融解し、水を加えて加熱溶解した後、硝酸を加え水で定容する。この溶液について、ＩＣＰ発光分光分析法によりケイ素原子を測定し、基材中の含有量を求める。
　医療デバイスの基材、すなわちレンズ形状やシート形状の成型体を製造する方法としては、公知の方法を使用することができる。例えば、いったん、丸棒や板状の重合体を得て、これを切削加工等によって所望の形状に加工する方法、モールド重合法、およびスピンキャスト重合法などを使用することができる。医療デバイスを切削加工で得る場合には、低温での冷凍切削が好適である。
　一例として、成分Ｍを含む原料組成物をモールド重合法により重合して眼用レンズを製造する方法について、次に説明する。まず、一定の形状を有する２枚のモールド部材間の空隙に原料組成物を充填する。モールド部材の材料としては、樹脂、ガラス、セラミックス、金属等が挙げられる。光重合を行う場合は光学的に透明な素材が好ましいので、樹脂またはガラスが好ましく使用される。モールド部材の形状や原料組成物の性状によっては、眼用レンズに一定の厚みを与え、かつ、空隙に充填した原料組成物の液モレを防止するために、ガスケットを用いてもよい。空隙に原料組成物を充填したモールドは、続いて紫外線、可視光線またはこれらの組み合わせなどの活性光線を照射されるか、もしくはオーブンや液槽中などで加熱されることにより、充填した原料組成物を重合する。２通りの重合方法を併用する方法もありうる。すなわち、光重合の後に加熱重合したり、または加熱重合後に光重合することもできる。光重合の具体的態様は、例えば水銀ランプや紫外線ランプ（例えばＦＬ１５ＢＬ、東芝）の光のような紫外線を含む光を短時間（通常は１時間以下）照射する。熱重合を行う場合には、組成物を室温付近から徐々に昇温し、数時間ないし数十時間かけて６０℃～２００℃の温度まで高めて行く条件が、眼用レンズの光学的な均一性および品位を保持し、かつ再現性を高めるために好まれる。
　重合においては、重合をしやすくするために過酸化物やアゾ化合物に代表される熱重合開始剤または光重合開始剤を添加することが好ましい。熱重合を行う場合は、所望の反応温度において最適な分解特性を有するものが選択される。一般的には、１０時間半減期温度が４０～１２０℃のアゾ系開始剤および過酸化物系開始剤が好適である。光重合を行う場合の光開始剤としてはカルボニル化合物、過酸化物、アゾ化合物、硫黄化合物、ハロゲン化合物、および金属塩などを挙げることができる。これらの重合開始剤は単独または混合して用いられる。重合開始剤の量は、重合混合物に対し最大で５質量％までが好ましい。
　重合する際は、重合溶媒を使用することができる。溶媒としては有機系、無機系の各種溶媒が適用可能である。溶媒の例としては、水；メチルアルコール、エチルアルコール、ノルマルプロピルアルコール、イソプロピルアルコール、ノルマルブチルアルコール、イソブチルアルコール、ｔ－ブチルアルコール、ｔ－アミルアルコール、テトラヒドロリナロール、エチレングリコール、ジエチレングリコール、トリエチレングリコール、テトラエチレングリコールおよびポリエチレングリコール等のアルコール系溶媒；メチルセロソルブ、エチルセロソルブ、イソプロピルセロソルブ、ブチルセロソルブ、プロピレングリコールモノメチルエーテル、ジエチレングリコールモノメチルエーテル、トリエチレングリコールモノメチルエーテル、ポリエチレングリコールモノメチルエーテル、エチレングリコールジメチルエーテル、ジエチレングリコールジメチルエーテル、トリエチレングリコールジメチルエーテルおよびポリエチレングリコールジメチルエーテル等のグリコールエーテル系溶媒；酢酸エチル、酢酸ブチル、酢酸アミル、乳酸エチルおよび安息香酸メチル等のエステル系溶媒；ノルマルヘキサン、ノルマルヘプタンおよびノルマルオクタン等の脂肪族炭化水素系溶媒；シクロへキサンおよびエチルシクロへキサン等の脂環族炭化水素系溶媒；アセトン、メチルエチルケトンおよびメチルイソブチルケトン等のケトン系溶媒；ベンゼン、トルエンおよびキシレン等の芳香族炭化水素系溶媒；並びに石油系溶媒が挙げられる。これらの溶媒は単独で用いてもよく、また２種以上を混合して用いてもよい。
　本発明の医療デバイスは、基材表面の少なくとも一部に、酸性ポリマーおよび塩基性ポリマーからなる層（以下、コーティング層と呼ぶ）が形成されていることが必要である。コーティング層を有することで、医療デバイスの表面に良好な濡れ性と易滑性が付与され、優れた装用感を与えることができる。
　発明者らは、本発明の医療デバイスが、低含水性かつ軟質であるにも関わらず、また基材が中性であっても、表面に酸性ポリマーおよび塩基性ポリマーからなるコーティング層を形成することによって、医療デバイス表面に十分な濡れ性、易滑性および防汚性を付与することが可能であることを見出した。これにより、本発明の医療デバイスは、従来の医療デバイスの使用用途の一例である低含水性軟質眼用レンズにおいて問題とされていた、装用時に角膜に貼り付く現象を大幅に低減ないし回避することができる。
　コーティング層は、基材との間に共有結合を有する必要はない。簡便な工程での製造が可能となることから、コーティング層は基材との間に共有結合を有さないことが好ましい。コーティング層は、基材との間に共有結合を有さなくても、実用的な耐久性を有する。
　コーティング層は、下記に詳細に説明する酸性ポリマー溶液（「溶液」は、水溶液を意味する）、および塩基性ポリマー溶液（「溶液」は、水溶液を意味する）で基材表面を処理することにより形成される。ここで、水溶液とは水を主たる成分とする溶液である。
　コーティング層は、１種以上の酸性ポリマー、および１種以上の塩基性ポリマーからなることが好ましい。２種以上の酸性ポリマーまたは２種以上の塩基性ポリマーを用いると、医療デバイス表面に易滑性や防汚性などの性質を発現させやすいためにより好ましい。特に２種以上の酸性ポリマーと１種以上の塩基性ポリマーを使用した場合にその傾向が強まるのでさらに好ましい。
　コーティング層は、１種以上の酸性ポリマー溶液による処理を１回以上、および１種以上の塩基性ポリマー溶液による処理を１回以上行うことにより形成されることが好ましい。
　コーティング層は、１種以上の酸性ポリマー溶液による処理および１種以上の塩基性ポリマー溶液による処理を、好ましくはそれぞれ１～５回、より好ましくはそれぞれ１～３回、さらに好ましくはそれぞれ１～２回行うことにより基材の表面に形成される。酸性ポリマー溶液による処理の回数と塩基性ポリマー溶液による処理の回数は異なっていてもよい。
　本発明の医療デバイスにおいて、酸性ポリマー溶液による処理および塩基性ポリマー溶液による処理が合計２回または３回という極めて少ない処理回数で優れた濡れ性や易滑性を付与しうる。これは製造工程の短縮化という観点から、工業的に非常に重要な意味を持つ。その意味で、コーティング層は、酸性ポリマー溶液による処理を１回または２回、および前記塩基性ポリマー溶液による処理を１回または２回、合計で２回または３回の処理を行うことにより形成されていることが好ましい。
　コーティング層は、１種以上の酸性ポリマー溶液による処理を２回および塩基性ポリマー溶液による処理を１回行うことが好ましく、２種の酸性ポリマー溶液により各1回、塩基性ポリマー溶液による処理を１回、合計で３回処理を行うことにより形成されていることが特に好適である。
　したがって、本発明の医療デバイスの好ましい態様の一つは、コーティング層が、酸性ポリマー１種および塩基性ポリマー１種から形成されたものである。
　また、本発明の医療デバイスの別の好ましい態様の一つは、コーティング層が、２種の酸性ポリマーおよび１種の塩基性ポリマーから形成されたものである。
　発明者らは、コーティング層が、酸性ポリマー溶液および塩基性ポリマー溶液のいずれか一方による処理のみを含むだけでは、濡れ性や易滑性の発現がほとんど見られないことも確認している。
　塩基性ポリマーとしては、塩基性を有する複数の基をポリマー鎖に沿って有するホモポリマーまたは共重合ポリマーを好適に用いることができる。塩基性を有する基としてはアミノ基およびその塩が好適である。たとえば、このような塩基性ポリマーの好適な例は、ポリ（アリルアミン）、ポリ（ビニルアミン）、ポリ（エチレンイミン）、ポリ（ビニルベンジルトリメチルアミン）、ポリアニリン、ポリ（アミノスチレン）、ポリ（Ｎ，Ｎ－ジアルキルアミノエチルメタクリレート）などのアミノ基含有（メタ）アクリレート重合体、ポリ（Ｎ，Ｎ－ジメチルアミノプロピルアクリルアミド）などのアミノ基含有（メタ）アクリルアミド重合体およびこれらの塩などである。以上はホモポリマーの例であるが、これらの共重合体（すなわち前記塩基性ポリマーを構成する塩基性モノマーどうしの共重合体、あるいは塩基性モノマーと他のモノマーの共重合体）も好適に用いることができる。
　塩基性ポリマーが共重合体である場合、該共重合体を構成する塩基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最も好ましい。該共重合体を構成する塩基性モノマーとして好適なものを例示すれば、アリルアミン、ビニルアミン（前駆体としてＮ－ビニルカルボン酸アミド）、ビニルベンジルトリメチルアミン、アミノ基含有スチレン、アミノ基含有（メタ）アクリレート、アミノ基含有（メタ）アクリルアミド、およびこれらの塩である。これらの中でも重合性の高さからアミノ基含有（メタ）アクリレート、アミノ基含有（メタ）アクリルアミド、およびこれらの塩がより好ましく、Ｎ，Ｎ－ジメチルアミノエチルメタクリレート、Ｎ，Ｎ－ジメチルアミノプロピルアクリルアミド、およびこれらの塩が最も好ましい。
　塩基性ポリマーは、第四級アンモニウム構造を有するポリマーであってもよい。第四級アンモニウム構造を有するポリマー化合物は、医療デバイスのコーティングに使用されると、医療デバイスに抗微生物性を付与することができる。
　酸性ポリマーとしては、酸性を有する複数の基をポリマー鎖に沿って有するホモポリマーまたは共重合ポリマーを好適に用いることができる。酸性を有する基としては、カルボキシル基、スルホン酸基およびこれらの塩が好適であり、カルボキシル基およびその塩が最も好適である。たとえば、このような酸性ポリマーの好適な例は、ポリメタクリル酸、ポリアクリル酸、ポリ（ビニル安息香酸）、ポリ（チオフェン－３－酢酸）、ポリ（４－スチレンスルホン酸）、ポリビニルスルホン酸、ポリ（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である。以上はホモポリマーの例であるが、これらの共重合体（すなわち前記酸性ポリマーを構成する酸性モノマーどうしの共重合体、あるいは酸性モノマーと他のモノマーの共重合体）も好適に用いることができる。
　酸性ポリマーが共重合体である場合、該共重合体を構成する酸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最も好ましい。該共重合体を構成する酸性モノマーとして好適なものを例示すれば、（メタ）アクリル酸、ビニル安息香酸、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、およびこれらの塩である。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、およびこれらの塩がより好ましく、最も好ましいのは（メタ）アクリル酸、およびその塩である。
　塩基性ポリマーおよび酸性ポリマーのうちの少なくとも１種が、塩基性を有する基または酸性を有する基以外に、アミド基および水酸基から選ばれた基を有するポリマーであることが好ましい。塩基性ポリマーおよび／または酸性ポリマーがアミド基を有する場合、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。塩基性ポリマーおよび／または酸性ポリマーが水酸基を有する場合、濡れ性のみならず涙液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。
　前記酸性ポリマー溶液および塩基性ポリマー溶液により成型体に施された２回または３回の処理（コーティング）のうちの２回以上が、水酸基およびアミド基から選ばれた基を有するポリマーであることがより好ましい。すなわち、医療デバイスのコーティング層が、水酸基を有する酸性ポリマー、水酸基を有する塩基性ポリマー、アミド基を有する酸性ポリマーおよびアミド基を有する塩基性ポリマーから選ばれた２種以上を含むことが好ましい。この場合、易滑性のある表面が形成される効果、または涙液に対する防汚性に優れた表面を形成できる効果がより顕著に発現できるために好ましい。
　また、コーティング層が、水酸基を有する酸性ポリマーおよび水酸基を有する塩基性ポリマーから選ばれた少なくとも１種、ならびにアミド基を有する酸性ポリマーおよびアミド基を有する塩基性ポリマーから選ばれた少なくとも１種を含むことがさらに好ましい。この場合、易滑性のある表面が形成される効果、および涙液に対する防汚性に優れた表面を形成できる効果の両方が発現できるために好ましい。
　アミド基を有する塩基性ポリマーの例としては、アミノ基を有するポリアミド類、部分加水分解キトサン、塩基性モノマーとアミド基を有するモノマーの共重合体などを挙げることができる。
　アミド基を有する酸性ポリマーの例としては、カルボキシル基を有するポリアミド類、酸性モノマーとアミド基を有するモノマーの共重合体などを挙げることができる。
　水酸基を有する塩基性ポリマーの例としては、キチンなどのアミノ多糖類、塩基性モノマーと水酸基を有するモノマーの共重合体などを挙げることができる。
　水酸基を有する酸性ポリマーの例としては、ヒアルロン酸、コンドロイチン硫酸、カルボキシメチルセルロース、カルボキシプロピルセルロースなどの酸性基を有する多糖類、酸性モノマーとアミド基を有するモノマーの共重合体など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）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最も好ましい。
　水酸基を有するモノマーの好適な例としては、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、グリセロール（メタ）アクリレート、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、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）を挙げることができる。水酸基を有するモノマーとしては、重合の容易さの点で（メタ）アクリロイル基を有するモノマーが好ましく、（メタ）アクリル酸エステルモノマーはより好ましい。これらの中で、涙液に対する防汚性の点で好ましいのは、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、およびグリセロール（メタ）アクリレートであり、中でもヒドロキシエチル（メタ）アクリレートが最も好ましい。
　塩基性モノマーとアミド基を有するモノマーの共重合体として好ましい具体例は、Ｎ，Ｎ－ジメチルアミノエチルメタクリレート／Ｎ－ビニルピロリドン共重合体、Ｎ，Ｎ－ジメチルアミノ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、Ｎ，Ｎ－ジメチルアミノプロピルアクリルアミド／Ｎ－ビニルピロリドン共重合体、およびＮ，Ｎ－ジメチルアミノプロピルアクリルアミド／Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド共重合体である。最も好ましくはＮ，Ｎ－ジメチルアミノプロピルアクリルアミド／Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド共重合体である。
　酸性モノマーとアミド基を有するモノ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／Ｎ－ビニルピロリドン共重合体、（メタ）アクリル酸／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／Ｎ－ビニルピロリドン共重合体、および２－アクリルアミド－２－メチルプロパンスルホン酸／Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド共重合体である。最も好ましくは（メタ）アクリル酸／Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド共重合体である。
　塩基性モノマーと水酸基を有するモノマーの共重合体として好ましい具体例は、Ｎ，Ｎ－ジメチルアミノエチルメタクリレート／ヒドロキシエチル（メタ）アクリレート共重合体、Ｎ，Ｎ－ジメチルアミノエチルメタクリレート／グリセロール（メタ）アクリレート共重合体、Ｎ，Ｎ－ジメチルアミノプロピルアクリルアミド／ヒドロキシエチル（メタ）アクリレート、およびＮ，Ｎ－ジメチルアミノプロピルアクリルアミド／グリセロール（メタ）アクリレート共重合体である。最も好ましくはＮ，Ｎ－ジメチルアミノエチルメタクリレート／ヒドロキシエチル（メタ）アクリレート共重合体である。
　酸性モノマーと水酸基アミド基を有するモノ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）アクリレート共重合体、（メタ）アクリル酸／グリセロール（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）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／グリセロール（メタ）アクリレート共重合体である。最も好ましくは（メタ）アクリル酸／ヒドロキシエチル（メタ）アクリレート共重合体である。
　前記塩基性モノマーあるいは酸性モノマーと他のモノマーの共重合体を用いる場合、その共重合比率は［塩基性モノマーあるいは酸性モノマーのモル数］／［他のモノマーのモル数］が、１／９９～９９／１が好ましく、２／９８～９０／１０がより好ましく、１０／９０～８０／２０がさらに好ましい。共重合比率がこの範囲にある場合に、易滑性や涙液に対する防汚性などの機能を発現しやすくなる。
　酸性ポリマーおよび塩基性ポリマーを製造する方法としては、公知の方法を使用することができる。例えば、上記した所定の割合で、溶媒中にモノマーを配合し、重合開始剤を添加後、不活性媒体の存在下、還流しながら所定温度で重合反応を行う。反応により得られた反応物は、溶媒に浸漬して、未反応のモノマー成分を除去した後、洗浄、乾燥して重合体を得る。該方法で、ホモポリマーまたは２元以上のコポリマーを製造することができる。
　コーティング層の種々の特性、たとえば厚さを変えるために、酸性ポリマーおよび塩基性ポリマーの分子量を変えることができる。具体的には、分子量を増すと、一般にコーティング層の厚さは増す。しかし、分子量が大きすぎる場合、粘度増大により取り扱い難さが増す可能性がある。そのため、本発明で使用される酸性ポリマーおよび塩基性ポリマーは、２０００～１５００００の分子量を有することが好ましい。より好ましくは、分子量５０００～１０００００であり、さらに好ましくは、７５０００～１０００００である。酸性ポリマーおよび塩基性ポリマーの分子量は、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の質量平均分子量である。
　コーティング層の塗布は、たとえばＷＯ９９／３５５２０、ＷＯ０１／５７１１８または米国特許公報第２００１－００４５６７６号に記載されているような多数の方法で達成することができる。
　本発明の医療デバイスは、基材表面の少なくとも一部に、酸性ポリマーおよび塩基性ポリマーからなる層（以下、コーティング層と呼ぶ）が形成されているが、該層内の少なくとも一部が架橋されていても良い。また、本発明の医療デバイスにおいては、上記基材と上記層との間で少なくとも一部が架橋されていても良い。ここで、架橋とは、ポリマー同士が自らの官能基または架橋剤を用いて橋架け構造を作って結合することである。
　上記架橋は、基材に少なくとも酸性ポリマーおよび塩基性ポリマーを付着させた状態で放射線を照射することにより生じさせることができる。放射線は、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線である。最も好ましくはγ線である。
　上述のようにコーティング層内やコーティング層と基材との間で架橋を生じさせることにより、レンズの表面に良好な濡れ性と易滑性が付与され、優れた装用感を与えることができる。一方で、放射線照射により基材内部にも架橋を生じ、医療デバイスが硬くなりすぎる場合がある。その場合は基材中の成分Ａを適宜、成分Ｍに置き換えて共重合することにより、基材内部の過度の架橋を抑制することができる。
　次に、本発明の医療デバイスの製造方法について説明する。本発明の医療デバイスは、使用用途に応じて、レンズ形状またはシート状の成型体（基材）の表面に、１種以上の酸性ポリマー溶液と１種以上の塩基性ポリマー溶液をそれぞれ１～５回、より好ましくはそれぞれ１～３回、さらに好ましくはそれぞれ１～２回塗布してコーティング層を形成することにより得られる。酸性ポリマー溶液の塗布工程と塩基性ポリマー溶液の塗布工程の回数は異なっていてもよい。製造工程の短縮化という観点から、酸性ポリマー溶液の塗布工程および塩基性ポリマー溶液の塗布工程の合計は２回または３回が好ましい。
　ここで、酸性ポリマー溶液および塩基性ポリマー溶液は、通常、１種のポリマーを含有する溶液である。ここで、１種とは、構成するモノマー種が同一のポリマー群を意味する。ただし、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１種ではない。１種（同一）のポリマーの溶液であっても、濃度が異なる溶液は１種とはみなさない。
　濡れ性、易滑性、および製造工程短縮の観点から、コーティング層の塗布は、下記の構成１～４から選ばれた構成で施されることが好ましい。下記の表記は、成型体表面に左から順に各塗布工程が施されることを表している。
　構成１：塩基性ポリマー溶液の塗布／酸性ポリマー溶液の塗布
　構成２：酸性ポリマー溶液の塗布／塩基性ポリマー溶液の塗布
　構成３：塩基性ポリマー溶液の塗布／酸性ポリマー溶液の塗布／塩基性ポリマー溶液の塗布
　構成４：酸性ポリマー溶液の塗布／塩基性ポリマー溶液の塗布／酸性ポリマー溶液の塗布
　これらの構成の中でも、構成１および構成４が好ましく、得られる医療デバイスが特に優れた濡れ性および形状回復性を示すために構成４がより好ましい。
　上記構成１～構成４において、１種以上の塩基性ポリマー溶液および／または１種以上の酸性ポリマー溶液を使用できる。例えば、構成４で最内層と最外層に使用する酸性ポリマー溶液は、同一であっても、異なる種類の酸性ポリマー溶液を使用してもよい。
　酸性ポリマー溶液および塩基性ポリマー溶液を塗布するにあたって、基材の表面は、未処理であっても、処理済みであってもよい。ここで基材の表面が処理済みであるとは、基材の表面を公知の手法によって表面処理または表面改質することをいう。表面処理または表面改質の好適な例としては、プラズマ処理、化学的改質、化学的官能化、およびプラズマコーティングなどである。
　本発明の医療デバイスの製造方法の好ましい態様の１つ（態様Ｐ１）は、下記工程１ａ～工程３ａをこの順に含むものである。
＜工程１ａ＞
　１分子あたり１個の重合性官能基、およびシリコーン部位を有する単官能モノマーである成分Ｍを含む混合物を重合し、成型体を得る工程；
＜工程２ａ＞   
　成型体を塩基性ポリマー溶液に接触させた後、余剰の該塩基性ポリマー溶液を洗浄除去する工程；
＜工程３ａ＞
　成型体を酸性ポリマー溶液に接触させた後、余剰の該酸性ポリマー溶液を洗浄除去する工程。
　また、本発明の医療デバイスの製造方法のさらに好ましい態様の１つ（態様Ｐ２）は、下記工程１ｂ～工程４ｂをこの順に含むものである。
＜工程１ｂ＞
　１分子あたり１個の重合性官能基、およびシリコーン部位を有する単官能モノマーである成分Ｍを含む混合物を重合し、成型体を得る工程；
＜工程２ｂ＞   
　成型体を酸性ポリマー溶液に接触させた後、余剰の該酸性ポリマー溶液を洗浄除去する工程；
＜工程３ｂ＞
　成型体を塩基性ポリマー溶液に接触させた後、余剰の該塩基性ポリマー溶液を洗浄除去する工程。
＜工程４ｂ＞   
　成型体を酸性ポリマー溶液に接触させた後、余剰の該酸性ポリマー溶液を洗浄除去する工程。
　工程１ａまたは工程１ｂにおいて、重合に供される混合物は、１分子あたり１個の重合性官能基、およびシリコーン部位を有する単官能モノマーである成分Ｍと、１分子あたり複数の重合性官能基を有し、数平均分子量が６０００以上のポリシロキサン化合物である成分Ａと、フルオロアルキル基を有する重合性モノマーである成分Ｂとを含む混合物であることがより好ましい。
　上記のように、成型体を酸性ポリマー溶液および塩基性ポリマー溶液に順次接触させることにより、該成型体上に酸性ポリマーおよび塩基性ポリマーからなる層を形成することができる。その後、余剰のポリマーを十分に洗浄除去することが好ましい。
　該成型体を酸性ポリマー溶液または塩基性ポリマー溶液に接触させる方法としては、浸漬法（ディップ法）、刷毛塗り法、スプレーコーティング法、スピンコート法、ダイコート法、スキージ法などの種々のコーティング手法を適用できる。
　溶液の接触を浸漬法で行う場合、浸漬時間は、多くの因子に応じて変化させることができる。酸性ポリマー溶液または塩基性ポリマー溶液への成型体の浸漬は、好ましくは、１～３０分間、より好ましくは２～２０分間、そして最も好ましくは１～５分間行う。
　酸性ポリマー溶液および塩基性ポリマー溶液の濃度は、酸性ポリマーないし塩基性ポリマーの性質、所望のコーティング層の厚さ、およびその他の多数の因子に応じて変化させることができる。好ましい酸性ポリマーまたは塩基性ポリマーの濃度は、０．００１～１０質量％、より好ましくは０．００５～５質量％、そして最も好ましくは０．０１～３質量％である。
　酸性ポリマー溶液および塩基性ポリマー溶液のｐＨは、好ましくは２～５、より好ましくは２．５～４．５に維持することが好ましい。
　余剰の酸性ポリマーおよび塩基性ポリマーの洗浄除去は、一般に清浄な水または有機溶媒を用いて、コーティング後の成型体をすすぐことによって行われる。すすぎは該成型体を水または有機溶媒に浸漬したり、水流や有機溶媒流にさらすことで行うことが好ましい。すすぎは、１つの工程で完了させてもよいが、すすぎの工程を複数回行うほうが、効率的であることが認められた。２～５の工程ですすぎを行うのが好ましい。すすぎ溶液へのそれぞれの浸漬には、１～３分間を費やすのが好ましい。
　すすぎ溶液としては純水も好ましいが、コーティング層の密着を高めるために、好ましくは２～７、より好ましくは２～５、そしてさらにより好ましくは２．５～４．５のｐＨに緩衝された水溶液も好適に用いられる。
　また、本発明に係る医療デバイスの製造方法では、過剰のすすぎ溶液の乾燥または除去を行う工程を含んでも良い。成型体を大気雰囲気下に単に放置することによって、成型体はある程度乾燥させることができるが、緩やかな空気流を表面に送ることによって、乾燥を亢進することが好ましい。空気流の流速は、乾燥する材料の強度、および材料の機械的固定（fixturing）の関数として調節することができる。成型体を完全に乾燥してしまう必要はない。ここでは、成型体の乾燥よりはむしろ、成型体表面に密着した溶液の液滴を除去することが重要である。したがって、成型体表面上の水または溶液の膜が除去される程度にまで乾燥するだけでよく、その方が工程時間の短縮につながるために好ましい。
　酸性ポリマーと塩基性ポリマーとは交互に塗布することが好ましい。交互に塗布することで、どちらか一方だけでは得られない優れた濡れ性や易滑性、さらには優れた装用感を有する医療デバイスを得ることができる。
　本発明の医療デバイスのコーティング層は、非対称であることができる。ここで「非対称」とは、医療デバイスの第一の面と反対側の第二の面とで異なるコーティング層を有することをいう。ここで「異なるコーティング層」とは、第一の面に形成されたコーティング層と第二の面に形成されたコーティング層とが、異なる表面特性または機能性を有することをいう。
　コーティング層の厚さは、塩化ナトリウムなどの一つまたはそれ以上の塩を酸性ポリマー溶液または塩基性ポリマー溶液に加えることによって、調節することができる。好ましい塩濃度は、０．１～２．０質量％である。塩の濃度が上昇するにつれて、高分子電解質は、より球状の立体構造をとる。しかし濃度が高くなりすぎると、高分子電解質は、成型体表面に、沈着するとしても良好には沈着しない。より好ましい塩濃度は、０．７～１．３質量％である。
　本発明の医療デバイスの製造方法の別の好ましい態様の１つは、さらに下記工程５を含むものである。
＜工程５＞   
　成型体上に前記工程により酸性ポリマーおよび塩基性ポリマーからなる層を形成した後、前記成型体に放射線を照射する工程。
　放射線の照射は、成型体をコーティング液に浸漬した状態で行っても良いし、成型体をコーティング液から引き出して洗浄した後で行っても良い。また、成型体をコーティング液以外の液体に浸漬した状態で放射線の照射を行うことも好ましく行われる。この場合、照射線がより効率的に作用するために好ましい。この場合、コーティングした成型体を浸漬するために使用する液体のための溶媒は、有機系、無機系の各種溶媒が適用可能であり特に制限はない。例を挙げれば、水；メタノール、エタノール、プロパノール、２－プロパノール、ブタノール、tert－ブタノール、tert－アミルアルコール、３，７－ジメチル－３－オクタノールなどの各種アルコール系溶媒；ベンゼン、トルエン、キシレンなどの各種芳香族炭化水素系溶媒；ヘキサン、ヘプタン、オクタン、デカン、石油エーテル、ケロシン、リグロイン、パラファインなどの各種脂肪族炭化水素系溶媒；アセトン、メチルエチルケトン、メチルイソブチルケトンなどの各種ケトン系溶媒；酢酸エチル、酢酸ブチル、安息香酸メチル、フタル酸ジオクチル、二酢酸エチレングリコールなどの各種エステル系溶媒；ジエチルエーテル、テトラヒドロフラン、ジオキサン、エチレングリコールジアルキルエーテル、ジエチレングリコールジアルキルエーテル、トリエチレングリコールジアルキルエーテル、テトラエチレングリコールジアルキルエーテル、ポリエチレングリコールジアルキルエーテル、ポリエチレングリコール－ポリプロピレングリコールブロック共重合体、ポリエチレングリコール－ポリプロピレングリコールランダム共重合体などの各種グリコールエーテル系溶媒である。これらは単独あるいは混合して使用することができる。これらのうち、最も好ましいのは水である。成型体を水系の液体に浸漬した状態で放射線の照射を行う場合、水系の液体としては、純水のほかに、生理食塩水、リン酸系の緩衝液（好ましくはｐＨ７．１～７．３）、ホウ酸系の緩衝液（好ましくはｐＨ７．１～７．３）が好適である。
　成型体を容器に密閉した状態で放射線を照射すれば、成型体の滅菌を同時に行うことができるという利点がある。
　放射線としては、好ましくはγ線を用いると良い。この場合、照射するγ線の線量は少なすぎると成型体とコーティング層の十分な結合が得られず、多すぎると成型体の物性低下を招くことから、０．１～１００ｋＧｙが好ましく、１５～５０ｋＧｙがより好ましく、２０～４０ｋＧｙが最も好ましい。これにより、コーティング層内の少なくとも一部およびコーティング層と成型体との間の少なくとも一部が架橋され、コーティング層の耐久性（例えば擦り洗い耐久性）を向上させることができる。一方で、放射線照射により成型体内部にも架橋を生じ、医療デバイスが硬くなりすぎる場合がある。そのような場合は成型体中の成分Ａを適宜、成分Ｍに置き換えて共重合することにより、成型体内部の過度の架橋を抑制することができる。
　本発明の医療デバイスは、低含水性軟質眼用レンズ、例えば、低含水性ソフトコンタクトレンズ、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として有用である。中でも低含水性ソフトコンタクトレンズに特に好適である。
　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。
（分析方法および評価方法）
　本明細書において、湿潤状態とは、試料を室温（２５℃）の純水またはホウ酸緩衝液中に２４時間以上浸漬した状態を意味する。湿潤状態での物性値の測定は、試料を純水またはホウ酸緩衝液中から取り出し、表面水分を拭き取った後、可及的速やかに実施される。
　本明細書において、乾燥状態とは、湿潤状態の試料を４０℃で１６時間真空乾燥した状態を意味する。該真空乾燥における真空度は２ｈＰａ以下とする。乾燥状態での物性値の測定は、上記真空乾燥の後、可及的速やかに実施される。
　また、本明細書においてホウ酸緩衝液とは、特表２００４－５１７１６３号公報の実施例１中に記載の「塩溶液」である。具体的には塩化ナトリウム８．４８　ｇ、ホウ酸９．２６ｇ、ホウ酸ナトリウム（四ホウ酸ナトリウム十水和物）１．０　ｇ、およびエチレンジアミン四酢酸０．１０　ｇを純水に溶かして１０００ｍＬとした水溶液である。
　（１）分子量
　特に断らない場合は、ＧＰＣ法により、以下の条件でポリスチレン換算の質量平均分子量ならびに数平均分子量を測定した。
ポンプ　東ソー　DP-8020
検出器　東ソー　RI-8010
カラムオーブン　島津　CTO-6A
オートサンプラ　東ソー　AS-8010
カラム：東ソー　TSKgel GMHHR-M（内径７．８ｍｍ×３０ｃｍ、粒子径５μｍ）×２本
カラム温度：３５℃
移動相：クロロホルム
流速：１．０ｍＬ／分
サンプル濃度：０．４質量％
注入量：１００μL
標準サンプル：ポリスチレン（分子量１０１０～１０９万）
　（２）応力ゼロ時間
　応力ゼロ時間は、ホウ酸緩衝液による湿潤状態のサンプルを用いて測定した。レンズ形状に成型した成型体のレンズ中央付近から幅５ｍｍ、長さ約１．５ｃｍの短冊状サンプルを切り出し、（株）サン科学製レオメータＣＲ－５００ＤＸを用いて測定した。チャック幅を５ｍｍに設定してサンプルを取り付け、速度１００ｍｍ／分で５ｍｍ引っ張った後、同速度で初期長（５ｍｍ）まで戻す操作を３回繰り返した。２回目の初期長まで戻す途中の応力がゼロになった時点から、３回目の引っ張りを開始した後の応力がかかり始める（ゼロではなくなる）時点までの時間の長さを求め、応力ゼロ時間とした。
　（３）含水率
　コンタクトレンズ形状の試験片を使用した。ホウ酸緩衝液に浸漬して４０℃恒温槽に２４時間以上おいた後、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））で拭き取って質量（Ｗｗ）を測定した。その後、該試験片を真空乾燥器で４０℃、１６時間乾燥し、質量（Ｗｄ）を測定した。その後、次式にて含水率を求めた。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。
含水率（％）＝１００×（Ｗｗ－Ｗｄ）／Ｗｗ
　（４）濡れ性
　コンタクトレンズ形状の試験片を、室温でビーカー中のホウ酸緩衝液中に２４時間以上浸漬した。試験片とホウ酸緩衝液の入ったビーカーを超音波洗浄器にかけた（１分間）。試験片をホウ酸緩衝液から引き上げ、空中に直径方向が垂直になるように保持した際の表面の様子を目視観察し、下記の基準で判定した。ここで直径とはコンタクトレンズの縁部が形成する円の直径である。
Ａ：表面の液膜が２０秒以上保持する
Ｂ：表面の液膜が１０秒以上２０秒未満で切れる
Ｃ：表面の液膜が５秒以上１０秒未満で切れる
Ｄ：表面の液膜が１秒以上５秒未満で切れる
Ｅ：表面の液膜が瞬時に切れる（１秒未満）。
　（５）動的接触角測定
　動的接触角は、（株）レスカ製動的濡れ性試験器WET-6000を用い、ホウ酸緩衝液による湿潤状態のサンプルにて測定した。動的接触角サンプルとして、フィルム状に成型したサンプルから切り出した５ｍｍ×１０ｍｍ×０．１ｍｍ程度のサイズのフィルム状の試験片、またはコンタクトレンズ状サンプルから切り出した幅５ｍｍの短冊状試験片を使用し、ホウ酸緩衝液に対する前進時の動的接触角を測定した。浸漬速度は０．１ｍｍ／ｓｅｃ、浸漬深さは７ｍｍとした。
　（６）弾性率、伸度
　ホウ酸緩衝液による湿潤状態のサンプルを用いて測定した。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、厚さ０．２ｍｍの試験片を切り出した。該試験片を用い、オリエンテック社製のテンシロン ＲＴＭ－１００型を用いて引張試験を実施し、弾性率（引張弾性率）と伸度（引張破断伸度）を求めた。引張速度は１００ｍｍ／分で、グリップ間の距離（初期）は５ｍｍであった。
　（７）易滑性
　易滑性は湿潤状態のサンプル（コンタクトレンズ形状）を人指で５回擦った時の感応評価で行った。
Ａ：非常に優れた易滑性がある
Ｂ：ＡとＣの中間程度の易滑性がある
Ｃ：中程度の易滑性がある
Ｄ：易滑性がほとんど無い（ＣとＥの中間程度）
Ｅ：易滑性が無い。
（８）擦り洗い耐久性
　手のひらの中央に窪みを作ってそこにホウ酸緩衝液による湿潤状態のサンプル（コンタクトレンズ形状）を置き、そこに洗浄液（ボシュロム、“レニュー（登録商標）”）を加えて、もう一方の手の人差し指の腹で表裏１０回ずつ擦った。その後、さらに親指と人差し指でサンプルを挟み洗浄液をサンプルにかけながら両面を２０回擦った。擦り洗い後のサンプルをホウ酸緩衝液中に浸漬した。その後、（７）易滑性評価を行った。
　（９）表面摩擦係数
　コンタクトレンズ形状のサンプルまたは直径１４ｍｍの円状に切り取ったフィルム形状のサンプルを用いて測定を実施した。測定装置としては、摩擦感テスターＫＥＳ－ＳＥ（カトーテック株式会社）を使用した。図１は、表面摩擦係数を測定する装置を示す模式図である。図２は、図１に示すＡ方向からみた測定治具１１および摩擦子２０の要部の構成を示す模式図である。図３は、測定治具１１および摩擦子２０の要部の構成を示す部分断面図である。まず、装置１の試料台１０にテフロン（登録商標）製の板（６５ｍｍ×１００ｍｍ×１．０ｍｍ、図３では省略）を水平に置き、その上に表面が平滑な石英ガラス板１０ａ（５５ｍｍ×９０ｍｍ×１．０ｍｍ）を水平に置き固定した。テフロン（登録商標）製の板と石英ガラス板は十分に平面性の高いものを用いた。ここで、石英ガラス板１０ａは、測定毎に表面を“キムワイプ”で拭き取って清浄で乾いた状態とする。測定では、図２，図３に示す測定治具１１（重さ６２ｇ＝Ｗ）の摩擦子２０にサンプルＳを３枚取り付けて測定を行った。このとき、サンプルＳは、摩擦子２０の取付ホルダ２１の先端に載置された後、パッキン２２によって押えられ、ナット２３で固定される。サンプルＳが摩擦子２０の端部から突出して固定された状態で、３枚のサンプルの各々の中央部に、下記条件Ａにおいてはホウ酸緩衝液を、下記条件Ｂにおいては生理食塩水を、各０．１ｍＬ垂らした。その後、速やかに測定治具１１を装置１に取り付け、３枚のサンプルＳがすべて石英ガラス板１０ａと接触した状態で、試料台１０を水平方向（矢印Ｙ）に１．０ｍｍ／秒の速度で移動させたときの水平方向の応力（Ｆ）が、摩擦検出部１２が検出し、力計１３によって測定される。表面摩擦係数（ＭＩＵ）は次式で求めた。
　ＭＩＵ＝Ｆ／Ｗ
　移動距離は３０ｍｍとし、ＭＩＵの測定は０．１秒毎に実施した。
　表面摩擦係数は、移動距離５～２５ｍｍにおけるＭＩＵが安定した区間（最低５ｍｍ）におけるＭＩＵの平均値（区間内の各時刻におけるＭＩＵの合計をＭＩＵのデータ数で除した値）とした。
　このときの条件Ａにおける表面摩擦係数をＭＩＵａ、条件Ｂにおける表面摩擦係数をＭＩＵｂとした。
条件Ａ：ホウ酸緩衝液による湿潤状態のサンプルを用いて測定を実施した。
条件Ｂ：生理食塩水による湿潤状態のサンプルを用いて測定を実施した。
　なお、図３中、測定治具１１の摩擦子２０を支持する支持板の厚みをｄ１とする。また、摩擦子２０において、測定治具１１からの突出長さをｄ２とし、取付ホルダ２１のレンズと接触する部分の直径をｄ３とし、ナット２３の外周の直径をｄ４としたとき、ｄ１＝１．５（ｍｍ）、ｄ２＝２２．４（ｍｍ）、ｄ３＝１４（ｍｍ）、ｄ４＝１８（ｍｍ）である。
　（１０）表面摩擦係数比
　前記（１０）に記載の方法で“アキュビュー（登録商標）オアシス”（ジョンソン・エンド・ジョンソン株式会社）の条件Ａでの表面摩擦係数（ＭＩＵｏ）を測定した。表面摩擦係数比ＱａとＱｂは以下の式で求めた。
Ｑａ＝ＭＩＵａ／ＭＩＵｏ
Ｑｂ＝ＭＩＵｂ／ＭＩＵｏ。
　（成型体の調整）
　参考例１
　成分Ｍとして下記式（Ｍ２）
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000010
で表される片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（ＦＭ０７０５、チッソ、質量平均分子量９３０、数平均分子量７６９）（５質量部）、
成分Ａとして下記式（Ａ２）
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000011
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、チッソ、質量平均分子量２９ｋＤ、数平均分子量２６ｋＤ）（４５質量部）、成分Ｂとしてトリフルオロエチルアクリレート（ビスコート３Ｆ、大阪有機化学工業）（４５質量部）、成分Ｃとしてメチルメタクリレート（ＭＭＡ、０．５質量部）、成分Ｃｋとして重合性基を有する紫外線吸収剤（ＲＵＶＡ－９３、大塚化学）（１質量部）、重合開始剤“イルガキュア（登録商標）”８１９（チバ・スペシャルティ・ケミカルズ、１質量部）およびｔ－アミルアルコール（１０質量部）を混合し撹拌した。
　メンブレンフィルター（０．４５μｍ）でろ過して不溶分を除いてモノマー混合物を得た。このモノマー混合物を試験管に入れ、タッチミキサーで攪拌しながら減圧２０Ｔｏｒｒ（２７ｈＰａ）にして脱気を行い、その後アルゴンガスで大気圧に戻した。この操作を３回繰り返した。窒素雰囲気のグローブボックス中で透明樹脂（ポリ４－メチルペンテン－１）製のコンタクトレンズ用モールドに、モノマー混合物を注入し、蛍光ランプ（東芝、ＦＬ－６Ｄ、昼光色、６Ｗ、４本）を用いて光照射（８０００ルクス、２０分間）して重合した。重合後に、モールドごと６０質量％イソプロピルアルコール水溶液中に浸漬して、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、大過剰量の８０質量％イソプロピルアルコール水溶液に６０℃、２時間浸漬した。さらに、成型体を大過剰量の５０質量％イソプロピルアルコール水溶液に室温、３０分間浸漬し、次に大過剰量の２５質量％イソプロピルアルコール水溶液に室温、３０分間浸漬し、次に大過剰量の純水に室温、３０分間浸漬した。最後に、成型体を密閉バイアル瓶中に清浄な純水に浸漬した状態で入れ、１２１℃、３０分間、オートクレーブ滅菌を行った。得られた成型体は、縁部の直径約１４ｍｍ、中心部厚み約０．０７ｍｍであった。得られた成型体の含水率は１％未満であった。また、モールドとして２枚のガラス板とガスケットを使用して同様の操作を行い、６０ｍｍ×６０ｍｍ×０．２５ｍｍのフィルム状サンプルを得た。
　参考例２～１２
　成分Ｍと成分Ａ、成分Ｂの使用量を表１中に記載した量に変更した以外は参考例１と全く同様にして成型体を得た。得られた成型体の含水率はいずれも１％未満であった。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000012
ＦＭ０７０５：式（Ｍ２）の化合物　Ｍｗ　９３０、Ｍｎ　７６９、チッソ
ＦＭ０７１１：式（Ｍ２）の化合物　Ｍｗ　１５００、Ｍｎ　１３００、チッソ
ＦＭ０７２１：式（Ｍ２）の化合物　Ｍｗ　６８００、Ｍｎ　６５００、チッソ
ＦＭ０７２５：式（Ｍ２）の化合物　Ｍｗ　１３３００、Ｍｎ　１２８００、チッソ。
　参考例１３～１４
　参考例１３として、成分Ｍを含まず、成分Ａを５０質量部に変更した以外は実施例１と全く同様にして成型体を得た。得られた成型体の含水率は１％未満であった。また、参考例１４として、成分Ｍに換えて、単官能モノマーで分岐型シリコーン（ＴＲＩＳ）を、表１中の組成で配合した以外は実施例１と全く同様にして成型体を得た。
　参考例１５
　成分Ｍとして前記式（Ｍ２）で表される片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（ＦＭ０７２１、チッソ、質量平均分子量６８ｋＤ、数平均分子量６５ｋＤ）（１０質量部）、成分Ａとして前記式（Ａ２）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、チッソ、質量平均分子量２９ｋＤ、数平均分子量２６ｋＤ）（４０質量部）、成分Ｂとしてトリフルオロエチルアクリレート（ビスコート３Ｆ、大阪有機化学工業）（４５質量部）、成分Ｃとして２－エチルヘキシルアクリレート（２－ＥＨＡ、３質量部）、成分ＣとしてＮ，Ｎ－ジメチルアミノエチルアクリレート（ＤＭＡＥＡ、１質量部）、成分Ｃｋとして重合性基を有する紫外線吸収剤（ＲＵＶＡ－９３、大塚化学）（１質量部）、および下記の推定構造式（Ｃ３Ｈ）
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000013
で表される重合性基を有する着色剤［Ｕｎｉｂｌｕｅ　Ａ（シグマアルドリッチ）を塩酸で処理したもの］（０．５質量部）、重合開始剤“イルガキュア（登録商標）”８１９（チバ・スペシャルティ・ケミカルズ、１質量部）および溶媒であるｔ－アミルアルコール（１０質量部）を混合し撹拌した。メンブレンフィルター（０．４５μｍ）でろ過して不溶分を除いてモノマー混合物を得た。このモノマー混合物を試験管に入れ、タッチミキサーで攪拌しながら減圧２０Ｔｏｒｒ（２７ｈＰａ）にして脱気を行い、その後アルゴンガスで大気圧に戻した。この操作を３回繰り返した。窒素雰囲気のグローブボックス中で透明樹脂（ポリ４－メチルペンテン－１）製のコンタクトレンズ用モールドにモノマー混合物を注入し、蛍光ランプ（東芝、ＦＬ－６Ｄ、昼光色、６Ｗ、４本）を用いて光照射（８０００ルクス、２０分間）して重合した。重合後に、モールドごと６０質量％イソプロピルアルコール水溶液中に浸漬して、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、大過剰量の８０質量％イソプロピルアルコール水溶液に６０℃、２時間浸漬した。さらに、成型体を大過剰量の５０質量％イソプロピルアルコール水溶液に室温、３０分間浸漬し、次に大過剰量の２５質量％イソプロピルアルコール水溶液に室温、３０分間浸漬し、次に大過剰量の純水に室温、３０分間浸漬した。最後に、成型体を密閉バイアル瓶中に清浄な純水に浸漬した状態で入れ、１２１℃、３０分間、オートクレーブ滅菌を行った。
　得られた成型体は、縁部の直径約１４ｍｍ、中心部厚み約０．１０ｍｍであった。得られた成型体の含水率は１％未満、引張弾性率は０．５７９ＭＰａ、破断伸度は５１１％であり透明で濁りがなく、コンタクトレンズとして好適であった。また、モールドとして２枚のガラス板とガスケットを使用して同様の操作を行い、６０ｍｍ×６０ｍｍ×０．２５ｍｍのフィルム状サンプルを得た。
　参考例１～１５で得た成型体について、伸度、弾性率および応力ゼロ時間についての評価結果を表１に示す。
　（コーティング用ポリマーの合成）
　実施例においてコーティングに供した共重合体の合成例を示すが、本合成例において各共重合体の分子量は以下に示す条件で測定した。
　コーティング用ポリマーのＧＰＣ測定条件は以下のとおりである。
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質量％
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）。
　合成例１
＜ＣＰＤＡ：Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド／アクリル酸（モル比２／１）＞
　５００ｍＬ三口フラスコにＮ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド（５９．５０ｇ、０．６００ｍｏｌ）、アクリル酸（２１．６２ｇ、０．３００ｍｏｌ）、純水（３２５．２０ｇ）、重合開始剤ＶＡ－０６１（和光純薬、０．１４０８ｇ、０．５６２ｍｍｏｌ）、２－メルカプトエタノール（４３．８μＬ、０．６３ｍｍｏｌ）を加え、三方コック、還流冷却管、温度計およびメカニカルスターラを装着した。モノマー濃度は２０質量％であった。三口フラスコ内部を真空ポンプで脱気して、アルゴン置換を３回繰り返した後、混合物を５０℃で０．５時間撹拌し、その後７０℃に昇温して、６．５時間撹拌した。重合終了後、重合反応液をエバポレータで４００ｇまで濃縮し、２－プロパノール／ｎ－ヘキサン＝５００ｍＬ／５００ｍＬ中に注ぎ入れて静置後、上澄み液をデカンテーションで除いた。得られた固形分を２－プロパノール／ｎ－ヘキサン＝２５０ｍＬ／２５０ｍＬで３回洗浄した。固形分を真空乾燥機で６０℃、一晩乾燥させた。液体窒素を入れ、スパチュラで破砕した後、真空乾燥機で６０℃、３時間乾燥させた。このようにして得られた共重合体の分子量はＭｎ：５５ｋＤ、Ｍｗ：１９２ｋＤ（Ｍｗ／Ｍｎ＝３．５）であった。
　（コーティング溶液の調製）
　以下、純水とは逆浸透膜で濾過して精製した水を表す。
＜ＰＥＩ溶液＞
　ポリエチレンイミン（Ｐ３１４３、シグマアルドリッチ、分子量７５万）を純水に溶解して１質量％水溶液とした。
＜ＰＡＡ溶液＞
　ポリアクリル酸（１６９－１８５９１、和光純薬工業、分子量２５万）を純水に溶解して１．２質量％水溶液とした。
＜ＣＰＤＡ溶液＞
　合成例１で得られたＣＰＤＡ共重合体を、純水に溶解して１質量％水溶液とした。
　実施例１～１２、１４および比較例１～２
　参考例１～１５で得られた成型体に、酸性ポリマーおよび塩基性ポリマーからなる層（コーティング層）を形成した。参考例１で得られた成型体をＰＡＡ溶液に３０分間浸漬した後、３つの純水浴にそれぞれ５分間浸漬した。次に該成型体をＰＥＩ溶液Ａに３０分間浸漬した後、３つの純水浴にそれぞれ５分間浸漬した。次に該成型体をＣＰＤＡ溶液に３０分間浸漬した後、３つの純水浴にそれぞれ５分間浸漬した後、易滑性、濡れ性および動的接触角を評価した（実施例１）。同様にして、参考例２～１４で得られた成型体に酸性ポリマーおよび塩基性ポリマーからなる層を形成して、易滑性、濡れ性および動的接触角を評価した（実施例２～１２および比較例１～２）。評価結果を表２に示した。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000014
　比較例１で得られた成型体と比較して、実施例１～１２、および１４で得られた成型体は濡れ性が改善された。また、実施例１１～１２、および比較例１で得られた成型体の動的接触角を比較すると、実施例１１～１２の成型体の方が動的接触角が低減された。これらの理由は不明ではあるが、実施例１～１２、および１４の成型体はコーティング前の段階で、比較例１のコーティング前の成型体より表面にべたつきが見られることから、そのべたつきによりコーティングポリマーが付着しやすくなった可能性が考えられる。
　比較例３
　参考例１２で得られた成型体を１質量％ＰＶＰ Ｋ９０水溶液（ポリビニルピロリドン、シグマアルドリッチジャパン、分子量３６万）に室温で３０分間浸漬した後、取り出し人指で触ったところ非常に優れた易滑性があった。易滑性評価基準でＡであった。その後、ビーカー中の純水で軽く濯ぎ洗いし、人指で触ったところ易滑性がなかった。易滑性評価基準でＥであった。
　実施例１３
　実施例１２で得られた成型体を、密閉バイアル瓶中のホウ酸緩衝液中に浸漬した状態で入れ、γ線照射した。γ線線量は、３５ｋＧｙであった。易滑性、濡れ性、動的接触角、擦り洗い耐久性の評価結果を表２に示した。
　実施例１５
　実施例１４で得られた成型体の、ホウ酸緩衝溶液による湿潤時における石英ガラス板との間の表面摩擦係数（ＭＩＵａ）および生理食塩水による湿潤時における石英ガラス板との間の表面摩擦係数（ＭＩＵｂ）を測定した。測定結果を表３に示した。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000015
　表面摩擦係数比はＱａ＝０．００７／０．３０５＝０．０２３で０．６以下、Ｑｂ＝０．０２３／０．３０５＝０．０７５で０．８以下であり、ホウ酸緩衝液、生理食塩水のいずれを用いた場合も良好な易滑性を示した。また、Ｑｂ－Ｑａ＝０．０５２であり、開封時と使用時の易滑性の差も小さいと考えられる。
　比較例４
　参考例１５で得られた成型体（コーティング前）について、ホウ酸緩衝液で実施例１５と同様の測定を行ったところ、表面摩擦係数はＭＩＵａ＝２．６３８、表面摩擦係数比はＱａ＝２．７４５／０．３０５＝９．０００であり、実施例１５よりも劣った。
　比較例５
　市販シリコーンハイドロゲルソフトコンタクトレンズ製品“Ｏ２　オプティクス（登録商標）”（チバビジョン株式会社）について、ホウ酸緩衝液で実施例１５と同様の測定を行ったところ、表面摩擦係数はＭＩＵａ＝２．６３８、表面摩擦係数比はＱａ＝２．６３８／０．３０５＝８．６４７であり、実施例１５よりも劣った。
　本発明は医療デバイスに関するものであり、患者と接触、または患者から採取された組織、例えば、血液やその他の体液と接触させて使用するデバイス、例えば、眼用レンズや皮膚用材料に好適に使用できる。特に低含水性軟質眼用レンズ、例えば、低含水性ソフトコンタクトレンズ、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として有用である。
　１　装置
　１０　試料台
　１０ａ　石英ガラス板
　１１　測定治具（アルミニウム製）
　１２　摩擦検出部
　１３　力計
　２０　摩擦子
　２１　取付ホルダ（アルミニウム製）
　２２　パッキン（“テフロン（登録商標）”製）
　２３　ナット（アルミニウム製）
　Ｓ　サンプル

Claims (14)

  1. 　低含水性軟質基材の表面の少なくとも一部に、酸性ポリマーおよび塩基性ポリマーからなる層が形成された医療デバイスであって、前記低含水性軟質基材が、１分子あたり１個の重合性官能基およびシリコーン部位を有する単官能モノマー成分Ｍを含む共重合体を主成分とする医療デバイス。
  2. 　前記基材の架橋度が２．０～１８．３である請求項１に記載の医療デバイス；
    ただし、架橋度は下記式（Ｑ１）
    Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
     で表され、式中のＱｎは１分子あたりｎ個の重合性基を有するモノマーの合計ミリモル量、Ｗｎは１分子あたりｎ個の重合性基を有するモノマーの合計質量（ｋｇ）を表す；また、モノマーの分子量が分布を有する場合は、数平均分子量を用いてミリモル量を計算することとする。
  3. 　前記シリコーン部位が、直鎖状である請求項１または２に記載の医療デバイス。
  4. 　前記単官能モノマー成分Ｍが下記式（Ｍ１）で表される成分である請求項１～３のいずれかに記載の医療デバイス；
    Figure JPOXMLDOC01-appb-C000002
     式中、Ｘ３は重合性官能基を表す；Ｒ１１～Ｒ１９はそれぞれ独立に、水素、炭素数１～２０のアルキル基、フェニル基、および炭素数１～２０のフルオロアルキル基から選ばれた置換基を表す；Ｌ３は２価の基を表す；ｃおよびｄは、それぞれ独立に０～７００の整数を表す；ただしｃとｄは同時に０ではない。
  5. 　前記基材が、
    （１）前記成分Ｍおよび下記成分Ａを含む共重合体；または
    （２）前記成分Ｍ、下記成分Ａおよび成分Ｂを含む共重合体；
    を主成分とする請求項１～４のいずれかに記載の医療デバイス；
    　成分Ａ：１分子あたり複数の重合性官能基を有し、数平均分子量が６０００以上のポリシロキサン化合物；
    　成分Ｂ：フルオロアルキル基を有する重合性モノマー。
  6. 　前記成分Ａの重合性官能基が、成分Ｍの重合性官能基と共重合可能な重合性官能基である請求項５記載の医療デバイス。
  7. 　前記成分Ｍと前記成分Ａとの質量比は、成分Ａが１００質量部に対して成分Ｍが５～２００質量部である請求項５に記載の医療デバイス。
  8. 　前記酸性ポリマーおよび塩基性ポリマーからなる層が、酸性ポリマー１種、および塩基性ポリマー１種のみから形成された請求項１～７のいずれかに記載の医療デバイス。
  9. 　前記酸性ポリマーおよび塩基性ポリマーからなる層が、２種の酸性ポリマーおよび１種の塩基性ポリマーから形成された請求項１～７いずれかに記載の医療デバイス。
  10. 　前記酸性ポリマーおよび塩基性ポリマーからなる層を形成する前記酸性ポリマーおよび前記塩基性ポリマーのうちの少なくとも１種が、水酸基およびアミド基から選ばれた基を有するポリマーである請求項１～９のいずれか１つに記載の医療デバイス。
  11. 　低含水性軟質眼用レンズである請求項１～１０のいずれか１つに記載の医療デバイス。
  12. 　下記工程１ａ～工程３ａをこの順に含む医療デバイスの製造方法；
    ＜工程１ａ＞
    　１分子あたり１個の重合性官能基およびシリコーン部位を有する単官能モノマーである成分Ｍを含む混合物を重合し、成型体を得る工程；
    ＜工程２ａ＞
    　成型体を塩基性ポリマー溶液に接触させた後、余剰の該塩基性ポリマー溶液を洗浄除去する工程；
    ＜工程３ａ＞
    　成型体を酸性ポリマー溶液に接触させた後、余剰の該酸性ポリマー溶液を洗浄除去する工程。
  13. 　下記工程１ｂ～工程４ｂをこの順に含む医療デバイスの製造方法；
    ＜工程１ｂ＞
    　１分子あたり１個の重合性官能基、およびシリコーン部位を有する単官能モノマーである成分Ｍを含む混合物を重合し、成型体を得る工程；
    ＜工程２ｂ＞
    　成型体を酸性ポリマー溶液に接触させた後、余剰の該酸性ポリマー溶液を洗浄除去する工程；
    ＜工程３ｂ＞
    　成型体を塩基性ポリマー溶液に接触させた後、余剰の該塩基性ポリマー溶液を洗浄除去する工程；
    ＜工程４ｂ＞   
    　成型体を酸性ポリマー溶液に接触させた後、余剰の該酸性ポリマー溶液を洗浄除去する工程。
  14. 　前記混合物がさらに、１分子あたり複数の重合性官能基を有し、数平均分子量が６０００以上のポリシロキサン化合物である成分Ａ、および、フルオロアルキル基を有する重合性モノマーである成分Ｂを含む請求項１２または１３に記載の医療デバイスの製造方法。
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