WO2013024856A1 - 医療デバイスおよびその製造方法 - Google Patents

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WO2013024856A1
WO2013024856A1 PCT/JP2012/070704 JP2012070704W WO2013024856A1 WO 2013024856 A1 WO2013024856 A1 WO 2013024856A1 JP 2012070704 W JP2012070704 W JP 2012070704W WO 2013024856 A1 WO2013024856 A1 WO 2013024856A1
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medical device
monomer
component
polymer
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PCT/JP2012/070704
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藤澤　和彦
瑠美子 北川
中村　正孝
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東レ株式会社
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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.
  • a certain percentage of contact lens wearers have a feeling of dryness that is stronger than when they are naked, and may feel uncomfortable. Some complained of symptoms called contact lens dry eye.
  • the hydrous soft contact lens made of a hydrogel material is easily contaminated by the components in tears and contains a large amount of water, so there is also a risk of bacterial propagation.
  • Silicone hydrogel materials that contain a silicone component in addition to the hydrogel material are highly oxygen permeable, but because the silicone component is hydrophobic, lipid stains easily adhere to the surface, such as polyacrylic acid. There has been a problem that even when a hydrophilic polymer is coated, it is not completely improved.
  • 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 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.
  • the silicone rubber lens described in Patent Document 1 has drawbacks such as separation of the hydrophilic treatment layer applied to improve the hydrophobicity of the lens surface, and sticking to the cornea due to excessive elasticity. Therefore, it was not reached until it was widely put into practical use.
  • materials mainly composed of polysiloxane having a plurality of polymerizable functional groups described in Patent Documents 2 to 6 have high oxygen permeability and flexibility, and are considered as one of materials suitable for contact lenses. It is done.
  • 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 a method of coating and laminating two or more layers of polymer materials one by one is known (Patent Document). 7-9).
  • the method of alternately coating two oppositely charged polymer materials one by one is called LbL method or the like, and each layer of material is non-covalently bonded to other layers of different materials. It is believed that.
  • 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 made into a multilayer of about 4 to 20 layers, and the manufacturing process becomes long, which may increase the manufacturing cost.
  • the present invention has been made in view of the above, and for a low water content base material, by improving water wettability and slipperiness, the phenomenon of sticking to the cornea or the like during wearing is greatly reduced or avoided.
  • a further object is to provide a medical device that improves antifouling properties against body fluids such as tears and reduces the risk of bacterial propagation.
  • Another object of the water-containing base material is to provide a medical device having appropriate water wettability and easy slipperiness and good lipid resistance. Furthermore, it aims at manufacturing a medical device at low cost by a simple process.
  • the medical device of the present invention is a medical device in which a layer made of an acidic polymer and a basic polymer is formed on at least a part of the surface of a substrate, and the acidic device forms a layer made of the acidic polymer or the basic polymer. At least one of the polymer and the basic polymer is a ternary or higher multi-component copolymer.
  • the layer composed of the acidic polymer and the basic polymer is formed by performing the treatment with one or more acidic polymer solutions one or more times and the treatment with one or more basic polymer solutions once or more. It is preferable.
  • the ternary or higher multi-component copolymer includes at least one kind of acidic monomer or basic monomer, monomer having a hydroxyl group, and monomer having an amide group.
  • One preferred embodiment of the present invention is a method for producing a medical device comprising the following steps 1 to 4 in this order; ⁇ Step 1> Polymerizing a mixture containing a monomer having a siloxanyl group to obtain a molded body; ⁇ Step 2> A step of washing and removing excess acidic polymer solution after contacting the molded body with the acidic polymer solution; ⁇ Step 3> A step of washing and removing excess basic polymer solution after contacting the molded body with the basic polymer solution; ⁇ Step 4> A step of bringing the molded body into contact with an acidic polymer solution comprising a ternary or higher multi-component copolymer, and then washing and removing excess acidic polymer solution.
  • the medical device of the present invention is excellent in slipperiness and wettability, the phenomenon of sticking to the cornea during wearing, which has been a problem in conventional low hydrous soft ophthalmic lenses, can be greatly reduced or avoided.
  • the medical device of the present invention is provided by treating a layer composed of an acidic polymer and a basic polymer with a solution of at least one ternary or higher multi-component copolymer, and has antifouling properties against body fluids such as tears. Can improve the risk of bacterial growth.
  • the medical device of the present invention has an advantage that it can be manufactured at a low cost by a simple process.
  • FIG. 1 is a schematic diagram showing an apparatus for measuring a surface friction coefficient of a sample of a medical device according to the present invention.
  • FIG. 2 is a schematic diagram showing the configuration of the main parts of the measuring jig and the friction element in the surface friction coefficient measuring apparatus of FIG.
  • FIG. 3 is a partial cross-sectional view showing the configuration of the main parts of the measuring jig and the friction element in the surface friction coefficient measuring apparatus of FIG.
  • 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.
  • the low water content substrate means a base material having a water content of 10% by mass or less
  • the water content substrate means a base material having a water content of more than 10% by mass.
  • the moisture content is, for example, from the mass in the dry state of the film-shaped test piece and the mass when the surface moisture of the test piece in the wet state with the boric acid buffer is wiped off ⁇ (mass in the wet state) )-(Mass in dry state) / mass in wet state ⁇ .
  • the moisture content of the medical device of the present invention is preferably 10% by mass or less, more preferably 5% by mass or less, and even more preferably less than 1% by mass in the case of a low hydrous substrate, especially when used as an ophthalmic lens.
  • the water content of the medical device of the present invention is preferably 12 to 80% by mass, more preferably 20 to 60% by mass, and more preferably 30 to 50% by mass in the case of a water-containing substrate, particularly when used as an ophthalmic lens. preferable.
  • the “n-element” copolymer refers to a copolymer obtained by copolymerizing n types of monomers. However, based on the mass of the copolymer (100% by mass), the acidic monomer or the basic monomer is less than 0.1% by mass, and the other monomers have a content of less than 1% by mass. It shall not be counted as a type.
  • the “multi-component” copolymer represents a ternary or higher copolymer, that is, a copolymer obtained by copolymerizing three or more types of monomers.
  • the multi-component copolymer used in the medical device of the present invention has too many kinds of copolymerization monomers, the copolymerization ratio of each monomer becomes too low to give the expected physical properties, so that it is less than 10 yuan. Is preferable, 7 elements or less are more preferable, 5 elements or less are more preferable, and 3 elements are most preferable.
  • the multi-component copolymer may be a random copolymer or a block copolymer, or may be a copolymer in which only a part is a block copolymer and the other component is a random copolymer.
  • the tensile elastic modulus of the medical device of the present invention is preferably 0.01 to 5 MPa, more preferably 0.1 to 3 MPa, further preferably 0.1 to 2 MPa, still more preferably 0.1 to 1 MPa, -0.6 MPa is most preferred. If the tensile modulus is too small, it tends to be too soft and difficult to handle. When the tensile elastic modulus is too large, it tends to be too hard and the wearing feeling tends to be poor. When the tensile modulus of elasticity is 2 MPa or less, a good wearing feeling is obtained, and when it is 1 MPa or less, a better wearing feeling is obtained, which is preferable. The tensile modulus is measured on a wet sample.
  • the tensile elongation (breaking elongation) of the medical device of the present invention is preferably 100% to 1000%, more preferably 200% to 700%. If the tensile elongation is small, the medical device is easily broken, which is not preferable. If the tensile elongation is too high, the medical device tends to be deformed, which is not preferable. The tensile elongation is measured on a wet sample.
  • the dynamic contact angle (advancing, immersion speed: 0.1 mm / sec) is preferably 100 ° or less, 90 ° or less is more preferable, and 80 ° or less is more preferable.
  • 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 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 slidability from the viewpoint of preventing sticking to the cornea of the wearer. Is preferred.
  • the slipperiness can be evaluated by sensory evaluation when rubbed with a human finger 5 times as shown in the examples of the present specification.
  • the slipperiness evaluation of the medical device of the present invention is preferably C or higher, more preferably B or higher, and most preferably A or higher. Moreover, it can also evaluate using the surface friction coefficient ratio measured by the following method as a parameter
  • FIG. 1 is a schematic diagram showing an apparatus for measuring a surface friction coefficient of a sample of a medical device according to the present invention.
  • FIG. 2 is a schematic diagram showing a configuration of a main part of a measuring jig and a friction element for measuring a surface friction coefficient of a sample of a medical device according to the present invention as seen from the direction of arrow A shown in FIG. FIG.
  • FIG. 3 is a partial cross-sectional view showing 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 the present invention.
  • Quartz glass plates having sufficiently high flatness are used.
  • the surface of the quartz glass plate 10a is cleaned and dried with “Kimwipe (registered trademark)” (manufactured by Nippon Paper Crecia) every time measurement is performed.
  • the moving distance is 30 mm, and MIU measurement is performed every 0.1 second.
  • the surface friction coefficient is an average value of MIU in a section where the MIU is stable (at least 5 mm) at a moving distance of 5 to 25 mm (a value obtained by dividing the total MIU at each time in the section by the number of MIU data).
  • the surface friction coefficient in condition A is MIUa
  • the surface friction coefficient in condition B is MIUb.
  • Condition A Measurement is carried out using a sample in a wet state with a borate buffer.
  • Condition B Measurement is performed using a sample in a wet state with physiological saline.
  • the surface friction coefficient (MIUo) under the condition A of “Acueview (registered trademark) Oasis” (Johnson & Johnson Co., Ltd.) is obtained by the above method.
  • the surface friction coefficient ratios Qa and Qb are obtained by the following equations.
  • Qa MIUa / MIUo
  • Qb MIUb / MIUo
  • the medical device of the present invention preferably has a surface friction coefficient ratio (Qa) of 2 or less, more preferably 1.6 or less, even more preferably 1 or less when wet with borate buffer.
  • 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.
  • Qb tends to be larger than Qa. It has been found that in some cases Qb can be very large.
  • physiological saline is a liquid similar to bodily fluids (for example, tear fluid in the case of contact lenses), and from the viewpoint of preventing sticking to the biological surface of a medical device (cornea in the case of ophthalmic lenses) It is also preferable that the surface friction coefficient ratio (Qb) when wetted with saline is 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 antifouling property of the medical device of the present invention can be evaluated by mucin adhesion, lipid (methyl palmitate) adhesion, and artificial tear immersion test.
  • Mucin adhesion amount when the substrate is a low water-containing substrate is preferably 5 [mu] g / cm 2 or less, more preferably 4 [mu] g / cm 2 or less, 3 [mu] g / cm 2 or less is most preferable.
  • the medical device of the present invention preferably has a 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 30 to 2000, more preferably 45 to 1500, still more preferably 65 to 1000, and most preferably 75 to 700. preferable. 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 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 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 content of silicon atoms is too large, the tensile 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
  • the medical device of the present invention When used as an ophthalmic lens, it is an optical product and therefore preferably 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 total light transmittance of the medical device of the present invention is in terms of quality, and the total light transmittance in a wet state of the ophthalmic lens is preferably 85% or more, and 88% or more. More preferably, 91% or more is most preferable.
  • the base material of the medical device includes, as one form thereof, the polymer of 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, or It is preferable that the main component is a copolymer of Component A and a compound having a polymerizable functional group, which is different from Component A.
  • 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).
  • a polysiloxane compound is a compound having a Si—O—Si—O—Si bond.
  • the Si—O—Si—O—Si bond is composed of a series of Si—O—Si bonds (siloxanyl groups).
  • the number average molecular weight of component A is preferably 6000 or more. The inventors have found that 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 substrate excellent in 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 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 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.
  • the number average molecular weight of component A 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.
  • 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”.
  • Component A is a polysiloxane compound having a plurality of polymerizable functional groups.
  • the number of polymerizable functional groups of component A may be two or more per molecule, but two per molecule are preferable from the viewpoint that a more flexible (low elastic modulus) base material is easily obtained.
  • 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.
  • 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.
  • (meth) acryloyl represents both methacryloyl and acryloyl, and the same applies to terms such as (meth) acryl and (meth) acrylate.
  • 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.
  • the group 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.
  • the following formulas (LE1), (LE3), (LE9) ) And (LE11) are more preferred, groups represented by the following formulas (LE1) and (LE3) are more preferred, and groups represented by the following formula (LE1) are most preferred.
  • 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.
  • a is preferably 80 to 1500, more preferably 100 to 1400, more preferably 120 to 950, and more preferably 130 to 700 Is more preferable. In this case, the value of a is determined by the molecular weight of the polysiloxane compound of component A.
  • only one type of component A may be used, or two or more types may be used in combination.
  • Component B which is a polymerizable monomer having a fluoroalkyl group is preferable.
  • Component B has water- and oil-repellent properties due to a decrease in critical surface tension due to the fluoroalkyl group, thereby suppressing the medical device surface from being contaminated by components such as proteins and lipids in body fluids. is there.
  • 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.
  • 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.
  • component B In the base material of the medical device of the present invention, 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.
  • component C a copolymer obtained by further copolymerizing a component different from component A and component B (hereinafter referred to as component C) may be used as the copolymer used for the substrate.
  • 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.
  • monomers (components) other than Component A and Component B described below are used as desired.
  • C) can be copolymerized.
  • Examples of the monomer (component C) for improving mechanical properties include aromatic vinyl compounds such as styrene, tert-butyl styrene, and ⁇ -methyl styrene.
  • Examples of the monomer (component C) 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-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 the monomer (component C) for improving the dimensional stability of the medical device include ethylene glycol dimethacrylate, diethylene glycol dimethacrylate, triethylene glycol dimethacrylate, polyethylene glycol dimethacrylate, trimethylolpropane trimethacrylate, pentaerythritol tetramethacrylate.
  • 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.
  • 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 the total amount of component Ck used is preferably 0.00001 to 100 parts by mass, more preferably 0.0001 to 30 parts by mass, and more preferably 0.0001 to 30 parts by mass with respect to 100 parts by mass of component A. The amount is preferably 0.001 to 5 parts by mass.
  • the base material of the medical device (especially an ophthalmic lens) of the present invention contains an ultraviolet absorber
  • the body tissue of the wearer the eye in the case of an ophthalmic lens
  • a coloring agent is 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 is preferably composed of a component (component Ck) selected from an ultraviolet absorber and a colorant, two or more types of component C, and component A and component B.
  • component Ck a component selected from an ultraviolet absorber and a colorant
  • component C two or more types of component C
  • component A and component B two or more types of component C
  • 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 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.
  • component M is “a monofunctional monomer having one polymerizable functional group and a siloxanyl group per molecule”.
  • the siloxanyl group means a group having a Si—O—Si bond.
  • the siloxanyl group of component M is preferably linear. If the siloxanyl group 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, further preferably 5 or more, and most preferably 6 or more. Further, “the siloxanyl group is linear” means that the siloxanyl group has the linear structure described above and does not have a Si—O—Si bond that does 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 in this range, a base material that is flexible (low elastic modulus), 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.
  • the number average molecular weight of the component M 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.
  • 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.
  • Component M preferably has a structure represented by the following formula (ML1).
  • X 3 represents a polymerizable functional group.
  • R 9 to R 17 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 a radical polymerizable functional group, and 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 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 group of component M is more preferably copolymerizable with the polymerizable functional group of component A because the medical device having good mechanical properties can be easily obtained, and component M and component A are uniform. It is more preferable that it is the same as the polymerizable functional group of Component A, because a medical device having good surface characteristics can be easily obtained by copolymerization.
  • R 9 to R 17 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, Tetrafluoro Propyl group, a pentafluoropropyl group, tetradecanoyl per
  • L 3 is preferably a divalent group having 1 to 20 carbon atoms.
  • the group represented by the following formulas (LE1) to (LE12) is preferable because the compound of the formula (ML1) has an advantage of being easily obtained with high purity, and among them, the following formulas (LE1), (LE3), (LE9) ) And (LE11) are more preferred, groups represented by the following formulas (LE1) and (LE3) are more preferred, and groups represented by the following formula (LE1) are most preferred.
  • 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 represent 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.
  • the base material of the medical device of the present invention contains an appropriate amount of component M, the crosslink density is reduced, the degree of freedom of the polymer is increased, and a moderately soft base material having a low elastic modulus can be realized.
  • a crosslinking density will become high and a base material will become hard.
  • it is unpreferable when there is too much content of the component M, since it will become too soft and it will become easy to tear, it is unpreferable.
  • the mass ratio of the component M to the component A is 5 to 200 parts by mass, more preferably 7 to 150 parts by mass, most preferably 100 parts by mass of the component A. Is preferably 10 to 100 parts by mass.
  • content of the component M is less than 5 mass parts with respect to 100 mass parts of component A, a crosslinking density will become high and a base material will become hard.
  • 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 of the medical device of the present invention 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 of the present invention is less than 2.0, it is too soft and difficult to handle, and if it exceeds 18.3, it is too hard and the feeling of wearing tends to be unfavorable.
  • 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 of the medical device of the present invention may be a hydrogel as another form, preferably a silicone hydrogel containing 5% by mass or more of silicon atoms.
  • the hydrogel substrate according to another embodiment includes at least one component S, which is a silicone monomer represented by the following general formulas (s1) to (s2), as a copolymer component. It is preferable.
  • R 18 each independently represents hydrogen or a methyl group.
  • R 19 represents an alkylene group having 1 to 20 carbon atoms or an arylene group having 6 to 20 carbon atoms which may have one or more hydroxyl groups, and the CH 2 group in the alkylene group or arylene group is —O—, It may be substituted by —S—, —CO—, —O—CO— or —CO—O—.
  • D represents a siloxanyl group.
  • R 19 include alkylene having 1 to 20 carbon atoms which may have one or more hydroxyl groups such as methylene group, ethylene group, propylene group, isopropylene group, butylene group, hydroxymethylene group, hydroxyethylene group and the like.
  • the CH 2 group in the alkylene group or arylene group may be substituted by —O—, —S—, —CO—, —O—CO— or —CO—O—, for example, an acetylene group , —CH 2 —O—C 3 H 6 — and the like.
  • the silicone hydrogel is preferably an alkylene group having 2 to 5 carbon atoms and —CH 2 —O—C 3 H 6 —, more preferable in terms of achieving both low elastic modulus and transparency.
  • D siloxanyl groups represented by the following formulas (d1) to (d3).
  • R 20 to R 24 are each independently a substituent selected from an alkyl group having 1 to 20 carbon atoms, for example, a methyl group, an ethyl group, a propyl group, an isopropyl group, or Represents a substituent selected from an aryl group having 6 to 20 carbon atoms, such as a phenyl group, a naphthyl group, and an anthracenyl group; n represents an integer of 1 to 50, and is preferably 2 to 20 and most preferably 3 to 8 in terms of achieving both transparency and high oxygen permeability of the silicone hydrogel.
  • Component S is preferably a silicone monomer represented by the following formulas (t1) to (t4).
  • the substrate of the present invention preferably contains at least one component S, which is a silicone monomer represented by the following formulas (t1) to (t4), as a copolymerization component.
  • the hydrogel substrate according to another embodiment may use only one type of component S, or may use two or more types in combination.
  • n represents an integer of 3 to 200 (mass average molecular weight of about 500 to 15000).
  • Another suitable example of component S is an acrylamide silicone monomer disclosed in Japanese Patent Publication No. 2007-526364 and Japanese Patent Publication No. 10-212355.
  • the hydrogel base material according to another embodiment includes the hydrophilic component H as a copolymerization component.
  • polymerizable functional group of the hydrophilic component H 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
  • acid residue and citraconic acid residue include a (meth) acryloyl group because of high polymerizability among them.
  • hydrophilic component H examples 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, dimethylaminoethyl methacrylate, methylenebisacrylamide, diacetone acrylamide, N-vinylpyrrolidone, N-vinylcaprolactam, N-vinylacetamide, N-vinyl-N-methylacetamide, etc. Is mentioned.
  • the hydrogel substrate according to another embodiment preferably further contains a crosslinkable component I having two or more polymerizable groups in the molecule as a copolymerization component.
  • the crosslinkable component I include ethylene glycol dimethacrylate, diethylene glycol dimethacrylate, triethylene glycol dimethacrylate, polyethylene glycol dimethacrylate, trimethylolpropane trimethacrylate, pentaerythritol tetramethacrylate, bisphenol A dimethacrylate, vinyl methacrylate, acrylic Examples thereof include methacrylates and acrylates corresponding to these methacrylates, divinylbenzene, triallyl isocyanurate, and the like.
  • the preferred use amount of the hydrophilic component H is 20 to 300 parts by mass, more preferably 25 to 200 parts by mass, further preferably 30 to 150 parts by mass, and most preferably 30 to 80 parts by mass with respect to 100 parts by mass of the component S. It is.
  • the usage-amount of the hydrophilic component H is too small, the moisture content of a base material will become low and will become hard.
  • the amount of the hydrophilic component used is too large, white turbidity is generated in the obtained base material, or water is evaporated from the surface of the base material, and the dimensional stability tends to decrease.
  • the preferred use amount of the crosslinkable component I is 0.01 to 20 parts by mass, more preferably 0.05 to 10 parts by mass, still more preferably 0.1 to 5 parts by mass, most preferably 100 parts by mass of the component S. Is 0.5 to 4 parts by mass.
  • crosslinked component I When there is too little crosslinking
  • the hydrogel substrate according to another embodiment includes an ultraviolet absorber, a dye, a coloring agent, a wetting agent, a slip agent, a pharmaceutical and nutritional supplement component, a compatibilizing component, an antibacterial component, a release agent. It may further contain a component (component Ck) such as a mold agent. Any of the above-described components can be contained in a non-reactive form or a copolymerized form.
  • the total amount of component Ck used is preferably 0.00001 to 100 parts by weight, more preferably 0.0001 to 30 parts by weight, and more preferably 100 parts by weight with respect to 100 parts by weight of component Sk.
  • the amount is preferably 0.001 to 5 parts by mass.
  • the base material for hydrogel contains an ultraviolet absorber
  • the body tissue of the wearer the eye in the case of an ophthalmic lens
  • a coloring agent is 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
  • the base material for hydrogel contains the component (component Ck) chosen from a ultraviolet absorber and a coloring agent.
  • the preferred amount of use is 0.01 to 20 parts by mass, more preferably 0.05 to 10 parts by mass, and still more preferably 0.1 to 5 parts by mass with respect to 100 parts by mass of component S. 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 S. Part.
  • 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 base material composition 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 raw material composition.
  • 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 surface of the substrate manufactured as described above. is there.
  • 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 have formed a coating layer made of an acidic polymer and a basic polymer, which is treated with a solution of at least one ternary multi-component copolymer on the base material surface of the medical device of the present invention.
  • a low water content base material can provide a medical device that reduces the risk of bacterial growth and is excellent in slipperiness and water wettability.
  • a medical device with reduced lipid adhesion can be provided in a hydrous hydrogel substrate, particularly a silicone hydrogel substrate.
  • the coating layer of the medical device of the present invention 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).
  • solution means an aqueous solution
  • aqueous solution is a solution containing water as a main component.
  • the acidic polymer solution and the basic polymer solution of the present invention are usually one type (one type means a polymer group having the same monomer type. However, even if the constituent monomer type is the same, the compounding is performed. The polymer synthesized by changing the ratio is not a single type). Even solutions containing one (same) polymer are not considered to be solutions of different concentrations.
  • the coating layer is preferably formed from one or more acidic polymers and one or more 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 1 to 5 times, more preferably 1 to 3 times, and still more preferably 1 each of the treatment with one or more acidic polymer solutions and the treatment with one or more basic polymer solutions. Formed on the surface of the substrate by performing twice. 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 a total of three treatments, one or two treatments with one or more acidic polymer solutions, and one or two treatments with one or more basic polymer solutions. It is preferably formed on the surface.
  • the treatment with one or more acidic polymer solutions and the treatment with one or more basic polymer solutions impart excellent wettability and slipperiness in a very small number of times of 2 or 3 times in total. I found out. This is very important industrially from the viewpoint of shortening the manufacturing process. In that sense, in the medical device of the present invention, the total of the treatment with the acidic polymer solution and the treatment with the basic polymer solution is preferably 2 times or 3 times.
  • the coating layer according to the medical device of the present invention is preferably subjected to treatment with two kinds of acidic polymer solutions once and treatment with a basic polymer solution once.
  • the inventors have also confirmed that, when the coating layer is only treated with either one of the acidic polymer solution or the basic polymer solution, almost no expression of wettability or slipperiness is observed.
  • the acidic polymer used in the coating layer of the present invention 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, a phosphoric acid group and a salt thereof are preferable, and a carboxyl group and a salt thereof are most preferable.
  • suitable examples of such acidic homopolymers 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 polymer is a copolymer, it is preferably a copolymer containing a monomer having one or more acidic groups and a polymerizable functional group (hereinafter referred to as acidic monomer) in one molecule.
  • acidic monomer a monomer having an allyl group, a vinyl group, and a (meth) acryloyl group as a polymerizable functional group is preferable from the viewpoint of high polymerizability, and a monomer having a (meth) acryloyl group is most preferable.
  • 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, itaconic acid, Allyl sulfonic acids and their salts. 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.
  • the acidic polymer used in the coating layer of the present invention a copolymer using two or more kinds of acidic monomers selected from the above acidic monomers can be used.
  • the acidic polymer used in the coating layer of the present invention is preferably a copolymer of the above acidic monomer and a monomer having a hydroxyl group.
  • a copolymer of a monomer having a hydroxyl group and an acidic monomer is used as a coating layer, so that the antifouling property against tears can be improved, so that the risk of bacterial propagation can be reduced.
  • the monomer having a hydroxyl group means a monomer having a functional group capable of radical polymerization with one or more hydroxyl groups in one molecule.
  • the radical polymerizable functional group preferably has a carbon-carbon double bond.
  • a vinyl group, an allyl group, a (meth) acryloyl group, an ⁇ -alkoxymethylacryloyl group, a maleic acid residue, a fumaric acid residue, Monomers having a (meth) acryloyl group are preferred in terms of ease of polymerization, such as an itaconic acid residue, a crotonic acid residue, an isocrotonic acid residue, and a citraconic acid residue.
  • 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).
  • hydroxyethyl (meth) acrylate As the monomer having a hydroxyl group, hydroxyethyl (meth) acrylate, hydroxypropyl (meth) acrylate, and glycerol (meth) acrylate are preferable, and hydroxyethyl (meth) acrylate is most preferable.
  • the copolymer of the acidic monomer and the monomer having a hydroxyl group include (meth) acrylic acid / hydroxyethyl (meth) acrylate copolymer, (meth) acrylic acid / glycerol (meth) acrylate copolymer, 2- Acrylamide-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.
  • polymers having an acidic functional group and a hydroxyl group are exemplified as those having the same effect as a copolymer of an acidic monomer and a monomer having a hydroxyl group.
  • hyaluronic acid, chondroitin sulfate, carboxymethylcellulose, carboxypropyl are exemplified.
  • polysaccharides having acidic groups such as cellulose can improve antifouling properties against body fluids such as tears.
  • the acidic polymer used in the coating layer of the present invention is preferably a copolymer of the above acidic monomer and a monomer having an amide group.
  • a copolymer of a monomer having an amide group and an acidic monomer is used as the coating layer, the hydrophilicity can be improved as compared with the homopolymer of the acidic monomer, so that the wettability and the slipperiness can be improved.
  • the monomer having an amide group means a monomer having a functional group capable of radical polymerization with one or more amide groups in one molecule.
  • the radical polymerizable functional group preferably has a carbon-carbon double bond.
  • a vinyl group for example, a vinyl group, an allyl group, a (meth) acryloyl group, an ⁇ -alkoxymethylacryloyl group, a maleic acid residue, a fumaric acid residue, Itaconic acid residue, crotonic acid residue, isocrotonic acid residue, citraconic acid residue, etc.
  • Monomers having are preferred.
  • the monomer having an amide group examples include N-vinylpyrrolidone, N-vinylcaprolactam, N-vinylacetamide, N-methyl-N-vinylacetamide, N-vinylformamide, N, N-dimethylacrylamide, N, Mention may be made of N-diethylacrylamide, N-isopropylacrylamide, N- (2-hydroxyethyl) acrylamide, acryloylmorpholine, and acrylamide.
  • N-vinylpyrrolidone and N, N-dimethylacrylamide are preferable, and N, N-dimethylacrylamide is most preferable.
  • 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.
  • Polymers having an acidic functional group and an amide group are exemplified as those having the same effect as a copolymer of an acidic monomer and a monomer having an amide group, and examples thereof include sialic acid.
  • the copolymerization ratio [number of moles of acidic monomer] / [number of moles of other monomer] is preferably 1/99 to 99/1. / 98 to 90/10 is more preferable, and 10/90 to 80/20 is even 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 used in the coating layer of the present invention is preferably a ternary or higher multi-component copolymer.
  • a multi-component copolymer the [total number of moles of acidic monomers] / [total number of moles of other monomers other than acidic monomers] is too small, the adhesion of the coating layer is lowered, and if too large, the others 2/1 to 1/9 is preferable, 1/1 to 1/7 is more preferable, and 1/1 to 1/5 is further preferable because the antifouling property and water-soluble effect expected for the monomer of the above are reduced. preferable.
  • a preferable copolymerization ratio when the monomers other than the acidic monomer in the ternary or higher multi-component copolymer are divided into a water-soluble monomer and a water-insoluble monomer is [total number of moles of the water-insoluble monomer] / If the [total number of moles of water-soluble monomers] is too large, the water solubility of the multi-component copolymer is lowered, so 0/1 to 4/1 is preferable, 0/1 to 1/1 is more preferable, and 0/1 ⁇ 1/4 is most preferred.
  • the “water-soluble monomer” in the present invention represents a monomer that shows a uniform appearance without being separated by mixing water and a monomer at a volume ratio of 1: 1 at room temperature and leaving it to stand for 1 minute or more after stirring.
  • the “water-insoluble monomer” represents a monomer that separates from water under the above-mentioned conditions. When the copolymerization ratio of the ternary or higher monomer is in this range, functions such as slipperiness and antifouling property against tears are easily developed.
  • the acidic polymer used in the coating layer of the present invention is more preferably a ternary copolymer of the acidic monomer, the monomer having a hydroxyl group, and the monomer having an amide group.
  • a terpolymer of the acidic monomer, the monomer having a hydroxyl group, and the monomer having an amide group is used as a coating layer, the risk of bacterial propagation is reduced by improving the antifouling property, and wetting And slipperiness can be improved.
  • a preferred specific example of a ternary copolymer of an acidic monomer, a monomer having a hydroxyl group, and a monomer having an amide group is a (meth) acrylic acid / hydroxyethyl (meth) acrylate / N-vinylpyrrolidone copolymer, ( (Meth) acrylic acid / hydroxyethyl (meth) acrylate / N, N-dimethylacrylamide copolymer, (meth) acrylic acid / glycerol (meth) acrylate / N-vinylpyrrolidone copolymer, (meth) acrylic acid / glycerol ( (Meth) acrylate / N, N-dimethylacrylamide copolymer, 2-acrylamido-2-methylpropanesulfonic acid / hydroxyethyl (meth) acrylate / N-vinylpyrrolidone copolymer, and 2-acrylamido-2-methylpropa
  • Another preferred embodiment of the acidic polymer used in the coating layer of the present invention is a ternary copolymer of an acidic monomer and two types of monomers having an amide group.
  • [the number of moles of acidic monomer] / [total number of moles of two monomers having an amide group] in the case of using the ternary copolymer is too small, the adhesion of the coating layer is lowered, and when it is too large. 2/1 to 1/9 is preferable, 1/1 to 1/7 is more preferable, and 1/1 to 1/1 / is preferable because the antifouling property and water-soluble effect expected for the monomer having an amide group are reduced. 5 is more preferable.
  • the preferable copolymerization ratio of the two types of monomers having an amide group in the terpolymer is small in [number of moles of monomer having amide group] / [number of moles of two monomers having amide group]. If it is too large or too large, sufficient antifouling properties and water solubility may not be obtained, so 1/99 to 99/1 is preferable, 10/90 to 90/10 is more preferable, and 20/80 80/20 is most preferred. When the terpolymerization ratio is within this range, functions such as easy slipping and antifouling property against tears are easily developed.
  • Another preferred embodiment of the acidic polymer used in the coating layer of the present invention is a quaternary or higher copolymer.
  • a quaternary or more copolymer if [total number of moles of acidic monomer] / [total number of moles of other monomers other than acidic monomer] is too small, the adhesion of the coating layer decreases, and the size is large. If it is too high, the antifouling properties and water-soluble effects expected of other monomers will decrease, so 2/1 to 1/9 is preferable, 1/1 to 1/7 is more preferable, and 1/1 to 1 / 5 is more preferable.
  • a preferable copolymerization ratio when the monomers other than the acidic monomer in the quaternary copolymer or higher is divided into a water-soluble monomer and a water-insoluble monomer is [total number of moles of the water-insoluble monomer] / If the [total number of moles of water-soluble monomers] is too large, the water solubility of the multi-component copolymer is lowered, so 0/1 to 4/1 is preferable, 0/1 to 1/1 is more preferable, and 0/1 ⁇ 1/4 is most preferred.
  • the copolymerization ratio of the quaternary or higher monomer is within this range, functions such as slipperiness and antifouling property against tears are easily developed.
  • the basic polymer used in the coating layer of the present invention 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 homopolymers include poly (allylamine), poly (vinylamine), poly (ethyleneimine), poly (vinylbenzyltrimethylamine), polyaniline, poly (aminostyrene), poly (N, Amino group-containing (meth) acrylate polymers such as N-dialkylaminoethyl methacrylate), amino group-containing (meth) acrylamide polymers such as poly (N, N-dimethylaminopropylacrylamide), and salts thereof.
  • the basic polymer is a copolymer
  • it is preferably a copolymer containing a monomer having one or more basic groups and a polymerizable functional group (hereinafter referred to as a basic monomer) in one molecule.
  • the basic monomer constituting the copolymer is preferably a monomer having an allyl group, a vinyl group, and a (meth) acryloyl group as a polymerizable functional group in view of high polymerizability, and has a (meth) acryloyl group. Most preferred are monomers having.
  • 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. Of these, 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.
  • a copolymer using two or more basic monomers selected from the above basic monomers can be used.
  • 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 basic polymer used in the coating layer of the present invention is preferably a copolymer of the above basic monomer and the above monomer having a hydroxyl group.
  • a copolymer of a monomer having a hydroxyl group and a basic monomer is used as a coating layer, so that the risk of bacterial propagation can be reduced.
  • 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.
  • aminopolysaccharides such as chitin, which are polymers having a functional group having basicity and a hydroxyl group, can be given as those having the same effect as a copolymer of a basic monomer and a monomer having a hydroxyl group.
  • the basic polymer used in the coating layer of the present invention is preferably a copolymer of the above basic monomer and a monomer having an amide group.
  • a copolymer of a monomer having an amide group and a basic monomer is used as a coating layer, the hydrophilicity can be improved as compared with a homopolymer of a basic monomer, so that wettability and slipperiness are improved. Can do.
  • 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 copolymerization ratio of [number of moles of basic monomer] / [number of moles of other monomer] is 1/99 to 99/1. It is preferably 2/98 to 90/10, more preferably 10/90 to 80/20. When the copolymerization ratio is within this range, functions such as easy slipperiness and antifouling property against tears are easily developed.
  • partially hydrolyzed chitosan and the like can be exemplified as those having the same effect as a copolymer of a basic monomer and a monomer having an amide group.
  • the basic polymer used in the coating layer of the present invention is preferably a ternary or multi-component copolymer.
  • a multi-component copolymer if [total number of moles of basic monomer] / [total number of moles of other monomers other than basic monomer] is too small, the adhesion of the coating layer is lowered and is too large. 2/1 to 1/9 is preferable, 1/1 to 1/7 is more preferable, and 1/1 to 1/5 is preferable because the antifouling property and water-soluble effect expected of other monomers are reduced. Is more preferable.
  • the preferred copolymerization ratio when monomers other than the basic monomer in the ternary or higher multi-component copolymer are divided into a water-soluble monomer and a water-insoluble monomer is [total number of moles of the water-insoluble monomer] / [Total number of moles of water-soluble monomers] is too large, the water solubility of the multi-component copolymer is lowered, so 0/1 to 1/5 is preferable, 0/1 to 1/4 is more preferable, and 5 / 1 to 1/3 is most preferable.
  • the “water-soluble monomer” in the present invention represents a monomer that shows a uniform appearance without being separated by mixing water and a monomer at a volume ratio of 1: 1 at room temperature and leaving it to stand for 1 minute or more after stirring.
  • the “water-insoluble monomer” represents a monomer that separates from water under the above-mentioned conditions. When the copolymerization ratio of the ternary or higher monomer is in this range, functions such as slipperiness and antifouling property against tears are easily developed.
  • the basic polymer used in the coating layer of the present invention is more preferably a terpolymer of the basic monomer, the monomer having a hydroxyl group, and the monomer having an amide group.
  • a terpolymer of the basic monomer, the monomer having a hydroxyl group, and the monomer having an amide group is used as a coating layer, the risk of bacterial growth is reduced, and wettability and slipperiness are improved. can do.
  • a preferred specific example of a terpolymer of a basic monomer, a monomer having a hydroxyl group, and a monomer having an amide group is N, N-dimethylaminoethyl methacrylate / hydroxyethyl (meth) acrylate / N-vinylpyrrolidone copolymer.
  • the copolymerization ratio is [number of moles of basic monomer] / ⁇ [number of moles of monomer having hydroxyl group]. ] + [Number of moles of monomer having an amide group] ⁇ is too small, the adhesion of the coating layer is lowered. If it is too large, the antifouling effect expected for a monomer having a hydroxyl group or a monomer having an amide group is obtained. In view of the decrease, 2/1 to 1/9 is preferable, 1/1 to 1/7 is more preferable, and 1/1 to 1/5 is still more preferable.
  • Another preferred embodiment of the basic polymer used in the coating layer of the present invention is a terpolymer of a basic monomer and two types of monomers having an amide group.
  • the ternary copolymer if [total number of moles of basic monomers] / [total number of moles of two monomers having an amide group] is too small, the adhesion of the coating layer decreases, If it is too large, the antifouling property and water-soluble effect expected for the monomer having an amide group will decrease, so 2/1 to 1/9 is preferable, 1/1 to 1/7 is more preferable, and 1/1 More preferably, ⁇ 1 / 5.
  • the preferable copolymerization ratio of the two types of monomers having an amide group in the terpolymer is small in [number of moles of monomer having amide group] / [number of moles of two monomers having amide group]. If it is too large or too large, sufficient antifouling properties and water solubility may not be obtained, so 1/99 to 99/1 is preferable, 10/90 to 90/10 is more preferable, and 20/80 80/20 is most preferred. When the terpolymerization ratio is within this range, functions such as easy slipping and antifouling property against tears are easily developed.
  • Another preferred embodiment of the basic polymer used in the coating layer of the present invention is a quaternary or higher copolymer.
  • a quaternary or more copolymer if [total number of moles of basic monomer] / [total number of moles of other monomers other than basic monomer] is too small, the adhesion of the coating layer is reduced. If it is too large, the antifouling properties and water-soluble effects expected of other monomers are reduced, so 2/1 to 1/9 is preferable, 1/1 to 1/7 is more preferable, and 1/1 to 1/5 is more preferable.
  • the preferred copolymerization ratio when the monomers other than the basic monomer in the quaternary copolymer or higher is divided into a water-soluble monomer and a water-insoluble monomer is [total number of moles of the water-insoluble monomer] / [Total number of moles of water-soluble monomers] is too large, the water solubility of the multi-component copolymer is lowered, so 0/1 to 1/5 is preferable, 0/1 to 1/4 is more preferable, and 5 / Most preferred is 1 to 1/3.
  • the copolymerization ratio of the quaternary or higher monomer is within this range, functions such as slipperiness and antifouling property against tears are easily developed.
  • an acidic polymer and a basic polymer which are medical device coating layers
  • known methods can be used.
  • 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 binary or ternary or higher 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, it is preferable that the acidic polymer and the basic polymer used in the present invention each have a molecular weight of 2,000 to 2,000,000. More preferably, the molecular weight is 5,000 to 1,000,000, and more preferably 7500 to 700,000.
  • 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.
  • crosslinking inside a base material can be suppressed by replacing the component A in a base material with the component M suitably, and copolymerizing.
  • crosslinking inside a base material can be suppressed by replacing the crosslinkable component I in a base material with the component S or the hydrophilic component H suitably, and copolymerizing.
  • one or more acidic polymer solutions and one or more basic polymer solutions are each applied 1 to 5 times, more preferably each on the surface of a lens-shaped or sheet-like molded body (base material). It is obtained by applying the coating layer 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.
  • the inventors imparted excellent wettability and slipperiness in a very small number of times, that is, a total of two or three coating steps of one or more acidic polymer solutions and one or more basic polymer solutions. I found out. This is very important industrially from the viewpoint of shortening the manufacturing process.
  • the inventors of the medical device of the present invention have almost no expression of wettability or slipperiness when only one of the application step of the acidic polymer solution or the application step of the basic solution is performed once. At the same time, we have confirmed that it is not possible.
  • the coating layer is applied in a configuration selected from the following configurations 1 to 4 from the viewpoints of wettability, slipperiness, antifouling properties and shortening of the manufacturing process.
  • 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 antifouling. In order to show the property, the configuration 4 is more preferable.
  • the coating layer of the medical device of the present invention is preferably composed of at least one acidic polymer or basic polymer used in each application step in the above configurations 1 to 4, which is a ternary or higher multi-component copolymer.
  • a ternary or higher multi-component copolymer those exemplified above can be used.
  • the final treatment solution is preferably a ternary or higher multi-component copolymer solution, but the first or second treatment solution may be a ternary or higher multi-component copolymer solution.
  • the coating layer of the medical device of the present invention is a polymer having a group selected from a hydroxyl group and an amide group in at least one of the acidic polymer and the basic polymer used in each application step in the above-described configurations 1 to 4. It is preferable that at least two of the acidic polymer and the basic polymer are polymers having a group selected from a hydroxyl group and an amide group.
  • the coating layer of the medical device of the present invention in the above configurations 1 to 4, at least one of the acidic polymer and the basic polymer used in each application step is a ternary or higher multi-component copolymer.
  • the ternary or higher multi-component copolymer is preferably a polymer having a group selected from a hydroxyl group and an amide group.
  • two or more of the acidic polymer and the basic polymer are a ternary or higher multi-component copolymer, and the ternary or higher multi-component copolymer has a group selected from a hydroxyl group and an amide group. It is preferable that the polymer has.
  • At least one of the acidic polymer and the basic polymer used in each coating step in the above configurations 1 to 4 is a polymer having a hydroxyl group.
  • the coating layer of the medical device of the present invention has a hydroxyl group-containing monomer and an amide group in at least one of the acidic polymer and the basic polymer used in each application step in the above-described configurations 1 to 4. It is preferably a ternary or higher multi-component copolymer containing at least one monomer.
  • the coating layer of the medical device of the present invention can use one or more basic polymer solutions and / or one or more acidic polymer solutions in the above configurations 1 to 4.
  • the acidic polymer solution used for the first time and the third time in the configuration 4 may be the same type and the same concentration (or different concentrations) acidic polymer solution, 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 1 to 3 in this order.
  • ⁇ Step 1> Polymerizing a mixture containing a monomer having a siloxanyl group to obtain a molded body;
  • ⁇ Step 2> A step of washing and removing excess basic polymer solution after contacting the molded body with the basic polymer solution;
  • ⁇ Step 3> A step of washing and removing excess acidic polymer solution after bringing the molded body into contact with the acidic polymer solution.
  • any 1 type of the acidic polymer and basic polymer used at the said process 2 or 3 is a ternary or more multi-component copolymer.
  • one of the preferred embodiments (embodiment P2) of the method for producing a medical device of the present invention includes the following steps 1 to 4 in this order.
  • ⁇ Step 1> Polymerizing a mixture containing a monomer having a siloxanyl group to obtain a molded body;
  • ⁇ Step 2> A step of washing and removing excess acidic polymer solution after contacting the molded body with the acidic polymer solution;
  • ⁇ Step 3> A step of washing and removing excess basic polymer solution after contacting the molded body with the basic polymer solution;
  • any one of the acidic polymer and the basic polymer used in the above steps 2 to 4 is a ternary or higher multi-component copolymer.
  • one of the preferred embodiments (embodiment P3) of the method for producing a medical device of the present invention includes the following steps 1 to 4 in this order.
  • ⁇ Step 1> Polymerizing a mixture containing a monomer having a siloxanyl group to obtain a molded body;
  • ⁇ Step 2> A step of washing and removing excess acidic polymer solution after contacting the molded body with the acidic polymer solution;
  • ⁇ Step 3> A step of washing and removing excess basic polymer solution after contacting the molded body with the basic polymer solution;
  • Step 1 in the embodiments P1 to P3 is “a component A that is a polysiloxane compound having a plurality of polymerizable functional groups per molecule and having a number average molecular weight of 6000 or more, and a polymerizable monomer having a fluoroalkyl group. It is preferable to be a step of “copolymerizing a mixture containing a certain component B to obtain a molded body”.
  • the mixture containing the component S which is a monomer having one polymerizable functional group and siloxanyl group per molecule is copolymerized, and the silicon atom is contained in an amount of 5% by mass or more. It is preferable that it is a “step for obtaining a molded body comprising a silicone hydrogel”.
  • 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 2 to 6, more preferably 2 to 5, and even more preferably 2.5 to 4.5 in the case of the acidic polymer solution. In the case of a polymer solution, it is preferably maintained at 8 to 12, more preferably 9 to 12, and still more preferably 9.5 to 11.5.
  • 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.
  • a step of drying or removing the excess rinsing solution may be included.
  • 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 coating layer 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.
  • Examples include water, methanol, ethanol, propanol, 2-propanol, butanol, tert-butanol, tert-amyl alcohol, various alcohol solvents such as 3,7-dimethyl-3-octanol, benzene, toluene, xylene, etc.
  • water is most preferred.
  • physiological saline preferably pH 7.1 to 7.3
  • boric acid buffer solutions preferably pH 7.1 to 7.3
  • ⁇ rays are preferably used.
  • 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 of the present invention is useful as an ophthalmic lens such as a soft ophthalmic lens, in particular, a soft contact lens, an intraocular lens, an artificial cornea, a corneal inlay, a corneal onlay, and a spectacle lens. Among these, it is particularly suitable for soft contact lenses.
  • the wet state means a state in which the sample is immersed in pure water or borate buffer at room temperature (25 ° C.) for 24 hours or more.
  • the measurement of physical property values in a wet state is performed as soon as possible after the sample is taken out from pure water or borate buffer.
  • a dry state means the state which vacuum-dried the sample of the wet state at 40 degreeC 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.
  • the diameter is a diameter of a circle formed by the edge of the contact lens.
  • A The liquid film on the surface is held for 20 seconds or more.
  • B The liquid film on the surface breaks in 10 seconds or more and less than 20 seconds.
  • C The liquid film on the surface breaks in 5 seconds or more and less than 10 seconds.
  • D The liquid film on the surface is cut in 1 second or more and less than 5 seconds.
  • E The liquid film on the surface is instantaneously cut (less than 1 second).
  • Mucin adhesion Mucin Bovine Submaxillary Gland (Catalog No. 499643) of CALBIOCHEM was used as mucin.
  • a contact lens-shaped sample was immersed in a 0.1% by weight mucin aqueous solution at 37 ° C. for 20 hours, and then the amount of mucin adhering to the sample was quantified by BCA (bicinchoninic acid) protein assay.
  • Lipid adhesion A stirrer (36 mm) was placed in a 500 ml beaker, and 1.5 g of methyl palmitate and 500 g of pure water were added. The temperature of the water bath was set to 37 ° C., the aforementioned beaker was placed in the center of the water bath, and the mixture was stirred for 1 hour with a magnetic stirrer. The rotation speed was 600 rpm. Contact lens-shaped samples were placed one by one in the lens basket, placed in the beaker described above, and stirred as they were. After 1 hour, stirring was stopped and the sample in the lens basket was rubbed with 40 ° C. tap water and household liquid detergent (“Mama Lemon (registered trademark)” manufactured by Lion).
  • the washed sample was placed in a screw tube containing borate buffer (pH 7.1 to 7.3) and immersed in an ice bath for 1 hour. After removing the screw tube from the ice bath, the sample was visually observed for cloudiness, and the amount of methyl palmitate adhering to the sample was determined according to the following criteria.
  • D Mostly cloudy.
  • E The whole is cloudy.
  • the sample was lightly washed with PBS, and the amount of deposits was observed by visually evaluating the degree of white turbidity of the sample. Evaluation was performed according to the following criteria. A: No cloudiness is observed. B: There is a slight cloudy part (less than 10% in area). C: There is a considerable amount of cloudy parts (10 to 50% in area). D: Most of the area (50 to 100% in area) is cloudy, but the back side can be seen through. E: The whole is dark and cloudy, and the back side is difficult to see through.
  • Dynamic contact angle measurement The dynamic contact angle was measured on a wet sample with borate buffer 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. Then, the dynamic contact angle during advance with respect to the borate buffer was measured. The immersion speed was 0.1 mm / sec and the immersion depth was 7 mm.
  • component A the following formula (M2) Polydimethylsiloxane having a methacryloyl group represented by the formula (FM7726, nitrogen, mass average molecular weight 29 kD, number average molecular weight 26 kD) (50 parts by mass), component B is trifluoroethyl acrylate (Biscoat 3F, Osaka Organic Chemical Industry) ) (45 parts by mass), 2-ethylhexyl acrylate (2-EHA, 3 parts by mass) as component C, N, N-dimethylaminoethyl acrylate (DMAEA, 1 part by mass) as component C, and polymerizable group as component Ck UV absorber having (RUVA-93, Otsuka Chemical) (1 part by mass),
  • component Ck A colorant having a polymerizable group represented by the formula [Uniblue A (Sigma Aldrich) treated with hydrochloric acid] (0.04 parts by mass), polymerization initiator “Irgacure (registered trademark)” 819 (Ciba Specialty Chemicals) 0.75 parts 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).
  • 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 obtained molded body had a moisture content of less than 1%, a tensile modulus of 0.614 MPa, a breaking elongation of 593%, 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.
  • the colorant [Uniblue A, Sigma-Aldrich] (0.02 parts by mass), the photoinitiator Irgacure 1850 (1.26 parts by mass), and the solvent tetrahydrolinalool (23.9 parts by mass) were mixed and stirred. .
  • a uniform and transparent monomer composition was obtained.
  • the monomer composition was degassed under an argon atmosphere.
  • a monomer composition was filled into a void of a mold having a lens shape, and a lens was obtained by light irradiation (Toshiba FL6D, 8.4 kilolux, 20 minutes).
  • the obtained lens is immersed in a 60% IPA aqueous solution at 60 ° C. for 30 minutes, peeled off from the mold, and further immersed in an 80% IPA aqueous solution at 60 ° C. for 2 hours to extract impurities such as residual monomers.
  • the obtained lens had an edge diameter of about 14 mm and a center thickness of about 0.07 mm.
  • the obtained lens has a silicon atom content of 12.3%, a moisture content of 41.7%, a tensile elastic modulus of 0.665 MPa, a total light transmittance of 84.2%, which is transparent and free from turbidity. It was suitable as a lens.
  • Synthesis example 1 ⁇ CPHDA 2-hydroxyethyl methacrylate / N, N-dimethylacrylamide / acrylic acid (molar ratio 1/2/1)> 2-hydroxyethyl methacrylate (3.25 g, 0.025 mol) as a monomer having a hydroxyl group in a 200 mL three-necked flask, N, N-dimethylacrylamide (4.96 g, 0.050 mol) as a monomer having an amide group, acidic monomer Acrylic acid (1.80 g, 0.025 mol) as a solvent, dimethyl sulfoxide (41.0 g) as a solvent, and polymerization initiator VA-061 (Wako Pure Chemical Industries, Ltd., 0.008 g, 0.031 mmol) were added.
  • a reflux condenser, a thermometer, and a mechanical stirrer were attached.
  • the monomer concentration was 20% by mass.
  • the inside of the three-necked flask was evacuated with a vacuum pump, and after argon substitution was repeated three times, the mixture was stirred at 60 ° C. for 0.5 hour, then heated to 70 ° C. and stirred for 4.5 hours.
  • the polymerization reaction solution was cooled to room temperature, poured into 50 mL of ethyl acetate and allowed to stand overnight. On the next day, the supernatant was removed by decantation.
  • 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.
  • the monomer concentration was 20% by mass.
  • the inside of the three-necked flask was evacuated with a vacuum pump, and after argon substitution was repeated three times, the mixture was stirred at 60 ° C. for 0.5 hour, then heated to 70 ° C. and stirred for 4.5 hours.
  • the polymerization reaction solution was cooled to room temperature, poured into 50 mL of ethyl acetate and allowed to stand overnight. On the next day, the supernatant was removed by decantation.
  • the monomer concentration was 20% by mass.
  • the inside of the three-necked flask was evacuated with a vacuum pump, and after argon substitution was repeated three times, the mixture was stirred at 60 ° C. for 0.5 hour, then heated to 70 ° C. and stirred for 4.5 hours.
  • the polymerization reaction solution was cooled to room temperature, poured into 500 mL of ethyl acetate and allowed to stand overnight. On the next day, the supernatant was removed by decantation.
  • the monomer concentration was 20% by mass.
  • the inside of the three-necked flask was evacuated with a vacuum pump, and after argon substitution was repeated three times, the mixture was stirred at 60 ° C. for 0.5 hour, then heated to 70 ° C. and stirred for 4.5 hours.
  • the polymerization reaction solution was cooled to room temperature, poured into 500 mL of ethyl acetate and allowed to stand overnight. On the next day, the supernatant was removed by decantation.
  • a reflux condenser, a thermometer, and a mechanical stirrer were attached.
  • the monomer concentration was 20% by mass.
  • the inside of the three-necked flask was evacuated with a vacuum pump, and after argon substitution was repeated three times, the mixture was stirred at 60 ° C. for 0.5 hour, then heated to 70 ° C. and stirred for 4.5 hours.
  • the polymerization reaction solution was cooled to room temperature, poured into 50 mL of ethyl acetate and allowed to stand overnight. On the next day, the supernatant was removed by decantation.
  • 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.
  • the monomer concentration was 20% by mass.
  • the inside of the three-necked flask was evacuated with a vacuum pump, and after argon substitution was repeated three times, the mixture was stirred at 50 ° C. for 0.5 hour, then heated to 70 ° C. and stirred for 6.5 hours.
  • 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 to 10 A layer (coating layer) composed of an acidic polymer and a basic polymer was formed on the molded body obtained in Reference Examples 1 and 2.
  • Each molded body shown in Table 2 was immersed in the first solution shown in Table 2 for 30 minutes, and then immersed in three pure water baths for 5 minutes. Next, after being immersed in the second solution shown in Table 2 for 30 minutes, each was immersed in three pure water baths for 5 minutes. Next, the molded body was immersed in the third solution shown in Table 2 for 30 minutes, and then immersed in three pure water baths for 5 minutes.
  • Each sample on which the coating layer was formed was evaluated for mucin adhesion, slipperiness, and the like. The evaluation results are shown in Table 2.
  • Comparative Examples 1-6 The molded body obtained in each reference example shown in Table 2 was immersed in the first solution shown in Table 2 for 30 minutes, and then immersed in three pure water baths for 5 minutes. Next, after being immersed in the second solution shown in Table 2 for 30 minutes, each was immersed in three pure water baths for 5 minutes. Next, the molded body was immersed in the third solution shown in Table 2 for 30 minutes, and then immersed in three pure water baths for 5 minutes.
  • Table 2 “-” means that the treatment with each polymer solution is not performed (Comparative Example 1 is a substrate which is not treated with the first solution to the third solution, ie, does not form a coating layer). is there).
  • the medical device has good wettability and easy slipperiness, and reduced mucin adhesion, artificial tear fluid adhesion, and lipid adhesion. was gotten.
  • the water-containing substrate of Reference Example 2 was used (Examples 6 to 10)
  • a medical device having appropriate wettability and slipperiness and excellent lipid resistance was obtained.
  • Comparative Example 7 The lens obtained in Reference Example 1 was immersed in a 1% by mass PVP K90 aqueous solution (polyvinylpyrrolidone, Sigma-Aldrich Japan, molecular weight 360,000) for 30 minutes at room temperature, and then taken out with a human finger. was there. 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
  • Comparative Example 8 The lens obtained in Reference Example 2 was immersed in a 1% by mass 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. was there. 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
  • 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. it can. It is particularly useful as a soft ophthalmic lens, for example, an ophthalmic lens such as a soft contact lens, an intraocular lens, an artificial cornea, a corneal inlay, a corneal onlay, and a spectacle lens.
  • an ophthalmic lens such as a soft contact lens, an intraocular lens, an artificial cornea, a corneal inlay, a corneal onlay, and a spectacle lens.

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Abstract

　濡れ性および易滑性に優れ、かつ細菌繁殖リスクを低減する医療デバイスおよび医療デバイスの製造方法を提供する。本発明の医療デバイスは、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、該酸性ポリマーまたは塩基性ポリマーからなる層を形成する酸性ポリマーおよび塩基性ポリマーの少なくとも一種が３元以上の多元共重合体であり、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ことを特徴とする。

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。また、ハイドロゲル素材にさらにシリコーン成分を含有したシリコーンハイドロゲル素材は、高酸素透過性ではあるが、シリコーン成分が疎水性であるため、表面に脂質汚れが付着しやすく、ポリアクリル酸のような親水性ポリマーをコーティングしても完全には改善されないという問題があった。
　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を主体とした酸素透過性の高いコンタクトレンズ材料も特許文献２～６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。特許文献１に記載の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、特許文献２～６等に記載の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。
　一方、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（特許文献７～９）。中でも二つの反対の荷電を有するポリマー材料を１層ずつ交互にコーティングする方法は、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にすることが行われており、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２００２－５０１２１１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、低含水性基材については水濡れ性および易滑性を向上することにより、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、涙液等の体液に対する防汚性を向上して細菌繁殖リスクを低減する医療デバイスを提供することを目的とする。また、含水性基材については、適度な水濡れ性、易滑性を有し、かつ耐脂質付着性の良好な医療デバイスを提供することを目的とする。さらに、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。
　本発明の医療デバイスは、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、該酸性ポリマーまたは塩基性ポリマーからなる層を形成する酸性ポリマーおよび塩基性ポリマーの少なくとも一種が３元以上の多元共重合体であることを特徴とする。
　上記において、前記酸性ポリマーおよび塩基性ポリマーからなる層が、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たことが好ましい。
　また、本発明は、上記において、３元以上の多元共重合体が、酸性モノマーまたは塩基性モノマー、水酸基を有するモノマー、およびアミド基を有するモノマーをそれぞれ１種類以上含むことが好ましい。
　また、本発明の好ましい一つの態様は、下記工程１～工程４をこの順に含む医療デバイスの製造方法である；
＜工程１＞
　シロキサニル基を有するモノマーを含む混合物を重合し、成型体を得る工程；
＜工程２＞
　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３＞
　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４＞
　成型体を３元以上の多元共重合体からなる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、易滑性および水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、酸性ポリマーおよび塩基性ポリマーからなる層を少なくとも１種の３元以上の多元共重合体の溶液により処理することで付与し、涙液等の体液に対する防汚性を向上して細菌の繁殖リスクを低減することができる。また、本発明の好ましい態様によれば、高い酸素透過性を有し、水濡れ性に優れ、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提供することができる。さらに本発明の医療デバイスは簡便なプロセスで安価に製造できるという利点もある。
図１は、本発明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。 図２は、図１の表面摩擦係数測定装置における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、図１の表面摩擦係数測定装置における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用いられる基材において、低含水性基材とは含水率１０質量％以下の基材を意味し、含水性基材とは含水率が１０質量％より大きい基材を意味する。
　ここで、含水率は、例えば、フィルム形状の試験片の乾燥状態の質量と、ホウ酸緩衝液による湿潤状態の試験片の表面水分を拭き取った際の質量とから、｛（湿潤状態での質量）－（乾燥状態での質量）／湿潤状態での質量｝により与えられる。
　本発明の医療デバイスの含水率は、低含水性基材の場合、中でも眼用レンズとして使用する場合、１０質量％以下が好ましく、５質量％以下がより好ましく、１質量％未満がさらに好ましい。
　本発明の医療デバイスの含水率は、含水性基材の場合、中でも眼用レンズとして使用する場合、１２～８０質量％が好ましく、２０～６０質量％がより好ましく、３０～５０質量％がさらに好ましい。
　本発明の医療デバイスの酸性ポリマーおよび塩基性ポリマーからなる層に用いられる共重合体において、「ｎ元」の共重合体とはｎ種類のモノマーを共重合して得られる共重合体を表す。ただし、共重合体の質量を基準（１００質量％）として、酸性モノマーまたは塩基性モノマーについては０．１質量％未満、それ以外のモノマーについては１質量％未満の含有量のモノマーについては、１種類とカウントしないものとする。また、「多元」共重合体とは３元以上の共重合体、すなわち３種類以上のモノマーを共重合して得られる共重合体を表す。
　本発明の医療デバイスに用いられる多元共重合体は、共重合モノマーの種類が多すぎると相対的に各モノマーの共重合比率が低くなりすぎて期待される物性を付与できないことから、１０元以下が好ましく、７元以下がより好ましく、５元以下がさらに好ましく、３元が最も好ましい。前記多元共重合体はランダム共重合体でもブロック共重合体でも良く、また、一部成分のみブロック共重合体で他成分はランダム共重合体である共重合体でも良い。
　本発明の医療デバイスの引張弾性率は、０．０１～５ＭＰａが好ましく、０．１～３ＭＰａがより好ましく、０．１～２ＭＰａがさらに好ましく、０．１～１ＭＰａがよりいっそう好ましく、０．１～０．６ＭＰａが最も好ましい。引張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。引張弾性率が大きすぎると、硬すぎて装用感が悪くなる傾向がある。引張弾性率２ＭＰａ以下になると良好な装用感が得られ、１ＭＰａ以下になるとさらに良好な装用感が得られるので好ましい。引張弾性率は、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引張伸度（破断伸度）は１００％～１０００％が好ましく、２００％～７００％がより好ましい。引張伸度が小さいと、医療デバイスが破れやすくなるので好ましくない。引張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。引張伸度は、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り、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り、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。
　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、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。易滑性は、本明細書の実施例に示した通り、人指で５回擦った時の官能評価により評価することができる。本発明の医療デバイスの易滑性評価はＣ以上が好ましく、Ｂ以上がより好ましく、Ａ以上が最も好ましい。また、より客観的、定量的に易滑性を示す指標として、以下の方法で測定された表面摩擦係数比を用いて評価することもできる。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表面摩擦係数を測定する。表面摩擦係数の測定には、摩擦感テスターＫＥＳ－ＳＥ（カトーテック株式会社）を使用する。図１は、本発明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。図２は、図１に示す矢視Ａ方向からみた本発明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。まず、装置１の試料台１０に“テフロン（登録商標）”（デュポン製）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）を水平に置き固定する。“テフロン（登録商標）”（デュポン製）の板と石英ガラス板は十分に平面性の高いものを用いる。ここで、石英ガラス板１０ａは、測定毎に表面を“キムワイプ（登録商標）”（日本製紙クレシア製）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う。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垂らす。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により検出され、力計１３によって測定される。
　表面摩擦係数（ＭＩＵ）は次式で求める。
　ＭＩＵ＝Ｆ／Ｗ
　移動距離は３０ｍｍとし、ＭＩＵの測定は０．１秒毎に実施する。
　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）とする。
　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とする。
　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する。
　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する。
　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。
　上記の方法で“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）を求める。表面摩擦係数比ＱａとＱｂは以下の式で求める。
　Ｑａ＝ＭＩＵａ／ＭＩＵｏ
　Ｑｂ＝ＭＩＵｂ／ＭＩＵｏ
　上記に示した方法で測定される後述の表面摩擦係数比（ＱａおよびＱｂ）が小さい方が好ましい。
　さらに、上述した摩擦において、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。
　本発明の好ましい態様の一つである、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においては、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。基材が低含水性基材である場合のムチン付着量は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、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、医療デバイスは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３０～２０００が好ましく、４５～１５００がより好ましく、６５～１０００がさらに好ましく、７５～７００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。
　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引張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。
　本発明の医療デバイスを眼用レンズとして使用する場合、光学製品であるので、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。
　本発明の医療デバイスの全光線透過率は、用途が眼用レンズの場合はその品位の点で、該眼用レンズの湿潤状態での全光線透過率は８５％以上が好ましく、８８％以上がより好ましく、９１％以上が最も好ましい。
　本発明にかかる医療デバイスの基材は、その１形態として、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の重合体、または、前記成分Ａおよび重合性官能基を有する化合物であって、成分Ａとは異なる化合物との共重合体を主成分とすることが好ましい。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。
　本明細書において、ポリシロキサン化合物とは、Ｓｉ－Ｏ－Ｓｉ－Ｏ－Ｓｉ結合を有する化合物である。Ｓｉ－Ｏ－Ｓｉ－Ｏ－Ｓｉ結合は、Ｓｉ－Ｏ－Ｓｉ結合（シロキサニル基）が連続してなる。
　成分Ａの数平均分子量は６０００以上であることが好ましい。発明者らは、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ことを見出した。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基材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。
　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。医療デバイスとして眼用レンズに使用する場合、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。
　本発明において、成分Ａ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。
　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る。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）な基材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。
　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-C000002
 　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）で表される基が好ましく、中でも下記式（ＬＥ１）、（ＬＥ３）、（ＬＥ９）および（ＬＥ１１）で表される基がより好ましく、下記式（ＬＥ１）および（ＬＥ３）で表される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-C000003
　また、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。
　式（Ａ１）中、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。
　本発明の医療デバイスの基材において、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、成分Ａと共重合させる他の化合物としては、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体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。
　本発明の医療デバイスの基材において、Ｂ成分は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Ａおよび成分Ｂに加えて、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、本発明の医療デバイスの基材において、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、所望に応じ、以下に述べる成分Ａおよび成分Ｂ以外のモノマー（成分Ｃ）を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（成分Ｃ）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（成分Ｃ）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（成分Ｃ）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る。
　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１種以上使用する場合、成分Ｃｋの好ましい使用量の合計は、それぞれ、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０．００１～５質量部である。成分Ｃｋの使用量が少なすぎる場合は、紫外線吸収や着色など成分Ｃｋ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も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（特に眼用レンズ）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、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、ならびに、成分Ａおよび成分Ｂからなることが好ましい。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。
　さらにまた、基材に用いる共重合体として、成分Ａに加えて、成分Ｍをさらに共重合させたものを用いてもよい。成分Ｍは、「１分子あたり１個の重合性官能基、およびシロキサニル基を有する単官能モノマー」である。
　本明細書において、シロキサニル基とはＳｉ－Ｏ－Ｓｉ結合を有する基を意味する。
　成分Ｍのシロキサニル基は直鎖状であることが好ましい。シロキサニル基が直鎖状であれば、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、「シロキサニル基が直鎖状である」とはシロキサニル基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（低弾性率）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。
　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。
　成分Ｍとしては、下記式（ＭＬ１）の構造を有するものが好ましい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000004
 　式（ＭＬ１）中、Ｘ３は重合性官能基を表す。Ｒ９～Ｒ１７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、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。
　また、成分Ｍ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Ａの重合性官能基と共重合可能であることがより好ましく、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Ａの重合性官能基と同一であることがさらに好ましい。
　Ｒ９～Ｒ１７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（ＭＬ１）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）で表される基が好ましく、中でも下記式（ＬＥ１）、（ＬＥ３）、（ＬＥ９）および（ＬＥ１１）で表される基がより好ましく、下記式（ＬＥ１）および（ＬＥ３）で表される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（ＭＬ１）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。
　Ｒ９～Ｒ１７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。
　本発明の医療デバイスの基材において、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の含有量が少なすぎると架橋密度が高くなり、基材が硬くなる。また、成分Ｍの含有量が多すぎ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。
　また、本発明の医療デバイスの基材において、成分Ｍと成分Ａとの質量比は、成分Ａ１００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。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。
　また、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-C000006
 　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。
　本発明の基材の架橋度が、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。
　また、本発明の医療デバイスの基材は、他の形態として、ハイドロゲル、好ましくは、ケイ素原子を５質量％以上含むシリコーンハイドロゲルであってもよい。
　本発明にかかる医療デバイスにおいて、他の形態にかかるハイドロゲル用基材は、下記一般式（ｓ１）～（ｓ２）で表されるシリコーンモノマーである成分Ｓを少なくとも１種類、共重合成分として含むことが好ましい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000007
　式（ｓ１）～（ｓ２）中、Ｒ１８はそれぞれ独立に水素、またはメチル基を表す。Ｒ１９は、水酸基を1以上有していてもよい炭素数１～２０のアルキレン基または炭素数６～２０のアリーレン基を表し、アルキレン基またはアリーレン基中のＣＨ２基は、－Ｏ－、－Ｓ－、－ＣＯ－、－Ｏ－ＣＯ－または－ＣＯ－Ｏ－により置換されていてもよい。Ｄはシロキサニル基を表す。
　Ｒ１９の好適な例として、メチレン基、エチレン基、プロピレン基、イソプロピレン基、ブチレン基、ヒドロキシメチレン基、ヒドロキシエチレン基などの水酸基を１以上有していてもよい炭素数１～２０のアルキレン基；フェニレン基、トリレン基、キシリレン基、ナフチレン基、ヒドロキシフェニレン基などの水酸基を１以上有していてもよい炭素数６～２０のアリーレン基が例示される。また、前記アルキレン基またはアリーレン基中のＣＨ２基は、－Ｏ－、－Ｓ－、－ＣＯ－、－Ｏ－ＣＯ－または－ＣＯ－Ｏ－により置換されていてもよく、例えば、アセチレン基、－ＣＨ２－Ｏ－Ｃ３Ｈ６－等が例示される。これらのうち、シリコーンハイドロゲルが低弾性率と透明性を両立しやすい点で好ましいのは、炭素数２～５のアルキレン基、および－ＣＨ２－Ｏ－Ｃ３Ｈ６－であり、さらに好ましいのはプロピレン基、および－ＣＨ２－Ｏ－Ｃ３Ｈ６－である。
　Ｄの好適な例としては、下記式（ｄ１）～（ｄ３）で表されるシロキサニル基である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000008
　式（ｄ１）～（ｄ３）中、Ｒ２０～Ｒ２４はそれぞれ独立に、炭素数１～２０のアルキル基、例えば、メチル基、エチル基、プロピル基、イソプロピル基から選ばれた置換基、または炭素数６～２０のアリール基、例えばフェニル基、ナフチル基、アントラセニル基から選ばれた置換基を表す。ｎは、１～５０の整数を表すが、シリコーンハイドロゲルの透明性と高酸素透過性を両立させる点では２～２０がより好ましく、３～８が最も好ましい。
　成分Ｓは、下記式（ｔ１）～（ｔ４）で表されるシリコーンモノマーであることが好ましい。本発明の基材は下記式（ｔ１）～（ｔ４）で表されるシリコーンモノマーである成分Ｓを少なくとも１種類、共重合成分として含むことが好ましい。本発明にかかる医療デバイスにおいて、他の形態にかかるハイドロゲル用基材は、成分Ｓを１種類のみ用いてもよいし、２種以上を組み合わせて用いてもよい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000009
　なお、上記式（ｔ２）中、ｎは３～２００（質量平均分子量５００～１５０００程度）の整数を表す。
　成分Ｓの別の好適な例は、日本公表特許公報２００７－５２６３６４号、日本公開特許公報平１０－２１２３５５号に開示されているアクリルアミド系シリコーンモノマーである。
　また、本発明にかかる医療デバイスにおいて、他の形態にかかるハイドロゲル用の基材は、親水性成分Ｈを共重合成分として含む。
　親水性成分Ｈ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。
　親水性成分Ｈの好適な例として、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、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。中でも親水性の高さからＮ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド、Ｎ－メチルアクリルアミド、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ド基を含有するモノマーがより好ましく、成分Ｓとの相溶性の点からＮ，Ｎ－ジメチルアクリルアミドが最も好ましい。
　また、本発明にかかる医療デバイスにおいて、他の形態にかかるハイドロゲル用基材は、さらに分子内に２つ以上の重合性基を有する架橋性成分Ｉを共重合成分として含むことが好ましい。架橋性成分Ｉの好適な例として、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。
　親水性成分Ｈの好ましい使用量は、成分Ｓ１００質量部に対して、２０～３００質量部、より好ましくは２５～２００質量部、さらに好ましくは３０～１５０質量部、最も好ましくは３０～８０質量部である。親水性成分Ｈの使用量が少なすぎる場合は基材の含水率が低くなり、硬くなる。親水性成分の使用量が多すぎる場合は得られる基材に白濁が生じたり基材表面からの水分の蒸発が多くなり寸法安定性が低下する傾向がある。
　架橋性成分Ｉの好ましい使用量は、成分Ｓ１００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０．１～５質量部、最も好ましくは０．５～４質量部である。架橋性成分Ｉが少なすぎる場合は、基材の形状安定性が低下する。多すぎる場合は基材が硬くなり、特に軟質眼用レンズとして用いる場合に装用感が悪化する。
　本発明にかかる医療デバイスにおいて、他の形態にかかるハイドロゲル用の基材は、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１種以上使用する場合、成分Ｃｋの好ましい使用量の合計は、それぞれ、成分Ｓ１００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０．００１～５質量部である。成分Ｃｋの使用量が少なすぎる場合は、紫外線吸収や着色など成分Ｃｋ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も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。
　ハイドロゲル用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。
　ハイドロゲル用基材は、紫外線吸収剤および着色剤から選ばれる成分（成分Ｃｋ）を含むことが好ましい。
　紫外線吸収剤を用いる場合、その好ましい使用量は、成分Ｓ１００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０．１～５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Ｓ１００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。
　医療デバイスの基材、すなわちレンズ形状やシート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、基材の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、原料組成物に対し最大で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、上記のようにして製造した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（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の基材表面に、少なくとも１種の３元以上の多元共重合体の溶液により処理してなる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り、低含水性の基材においては細菌の繁殖リスクを低減するとともに、易滑性、水濡れ性も優れる医療デバイスを提供できることを見出した。また、含水性のハイドロゲル基材、特にシリコーンハイドロゲル基材においては脂質付着が低減された医療デバイスを提供できることを見出した。
　本発明の医療デバイスのコーティング層は、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する。ここで、水溶液とは水を主たる成分とする溶液である。
　本発明の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（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）のポリマーを含有する溶液を意味する。１種（同一）のポリマーを含有する溶液であっても、濃度が異なる溶液は１種とはみなさない。
　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形成されることが好ましい。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。
　また、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。
　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回または２回、および１種以上の塩基性ポリマー溶液による処理を１回または２回、合計で３回の処理を行うことにより基材表面に形成されることが好ましい。
　本発明の医療デバイスにおいて、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が合計２回または３回という極めて少ない回数で優れた濡れ性や易滑性を付与しうることを見出した。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、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の合計は２回または３回が好ましい。
　本発明の医療デバイスにかかるコーティング層は、２種の酸性ポリマー溶液による処理を各１回および塩基性ポリマー溶液による処理を１回行うことが好適である。
　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行うだけでは、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。
　本発明のコーティング層に使用す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、リ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、このような酸性ホモ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。
　酸性ポリマーが共重合体である場合、１分子中に１以上の酸性を有する基と重合性官能基とを有するモノマー（以下、酸性モノマーという）を含む共重合体であることが好ましい。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）アクリロイル基を重合性官能基として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、イタコン酸、アリル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。本発明のコーティング層に使用する酸性ポリマーは、上記の酸性モノマーから選択された２種以上の酸性モノマーを使用した共重合体を用いることができる。
　本発明のコーティング層に使用する酸性ポリマーは、上記の酸性モノマーと、水酸基を有するモノマーとの共重合体であることが好ましい。水酸基を有するモノマーと酸性モノマーとの共重合体をコーティング層として使用する場合、涙液に対する防汚性を向上できるため、細菌繁殖リスクを低減することが可能となる。水酸基を有するモノマーは、１分子中に１以上の水酸基とラジカル重合可能な官能基を有するモノマーを意味する。ラジカル重合可能な官能基は、炭素炭素二重結合を有するものが好ましく、例えば、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り、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、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）アクリレートが好ましく、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。
　酸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、（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。
　なお、酸性モノマーと水酸基を有するモノマーの共重合体と同様の効果を奏するものとして、酸性を有する官能基と水酸基を有するポリマー類が例示され、例えば、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などは、コーティング層として使用した場合、涙液等の体液に対する防汚性を向上できる。
　また、本発明のコーティング層に使用する酸性ポリマーは、上記の酸性モノマーと、アミド基を有するモノマーとの共重合体であることが好ましい。アミド基を有するモノマーと酸性モノマーとの共重合体をコーティング層として使用する場合、酸性モノマーのホモポリマーよりも親水性を向上することができるため、濡れ性および易滑性を改善することができる。アミド基を有するモノマーは、１分子中に１以上のアミド基とラジカル重合可能な官能基を有するモノマーを意味する。ラジカル重合可能な官能基は、炭素炭素二重結合を有するものが好ましく、例えば、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り、重合の容易さの点で（メタ）アクリルアミド基またはＮ－ビニルカルボン酸アミド（環状のものを含む）を有するモノマーが好ましい。
　アミド基を有す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。アミド基を有するモノマーの中で、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が好ましく、Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミドが最も好ましい。
　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。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同様の効果を奏するものとして、酸性を有する官能基とアミド基を有するポリマー類が例示され、例えば、シアル酸などを挙げることができる。
　酸性モノマーと他のモノマーの２元の共重合体を用いる場合、その共重合比率［酸性モノマーのモル数］／［他のモノマーのモル数］は、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。
　本発明のコーティング層に使用する酸性ポリマーは、３元以上の多元共重合体であることが好適である。多元共重合体を用いる場合、［酸性モノマーのモル数の合計］／［酸性モノマー以外のその他のモノマーのモル数の合計］は、小さすぎるとコーティング層の付着性が低下し、大きすぎるとその他のモノマーに期待される防汚性や水溶性の効果が低下することから、２／１～１／９が好ましく、１／１～１／７がより好ましく、１／１～１／５がさらに好ましい。また、３元以上の多元共重合体中の酸性モノマー以外のモノマーを、水溶性モノマーと非水溶性モノマーに分けた場合の好ましい共重合比率は、［非水溶性モノマーのモル数の合計］／［水溶性モノマーのモル数の合計］が大きすぎると多元共重合体の水溶性が低下することから０／１～４／１が好ましく、０／１～１／１がより好ましく、０／１～１／４が最も好ましい。なお、本発明における「水溶性モノマー」とは、水とモノマーを室温で１：１の体積比で混合し、撹拌後１分以上静置して分離せずに均一な外観を示すモノマーを表し、「非水溶性モノマー」とは前記の条件で水と分離するモノマーを表す。３元以上のモノマーの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。
　また、本発明のコーティング層に使用する酸性ポリマーは、前記酸性モノマーと、前記水酸基を有するモノマーと、前記アミド基を有するモノマーとの３元共重合体であることがさらに好適である。前記酸性モノマーと、前記水酸基を有するモノマーと、前記アミド基を有するモノマーとの３元共重合体をコーティング層として使用する場合、防汚性を向上することにより細菌繁殖リスクを低減するとともに、濡れ性ならびに易滑性を改善することができる。
　酸性モノマーと、水酸基を有するモノマーと、アミド基を有するモノマーとの３元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／Ｎ－ビニルピロリドン共重合体、（メタ）アクリル酸／ヒドロキシエチル（メタ）アクリレート／Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド共重合体、（メタ）アクリル酸／グリセロール（メタ）アクリレート／Ｎ－ビニルピロリドン共重合体、（メタ）アクリル酸／グリセロール（メタ）アクリレート／Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド共重合体、２－アクリルアミド－２－メチルプロパンスルホン酸／ヒドロキシエチル（メタ）アクリレート／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／ヒドロキシエチル（メタ）アクリレート／Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド共重合体である。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／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、水酸基を有するモノマーとアミド基を有するモノマーとの３元の共重合体を用いる場合、［酸性モノマーのモル数］／｛［水酸基を有するモノマーのモル数］＋［アミド基を有するモノマーのモル数］｝は、小さすぎるとコーティング層の付着性が低下し、大きすぎると水酸基を有するモノマーやアミド基を有するモノマーに期待される防汚性の効果が低下することから、２／１～１／９が好ましく、１／１～１／７がより好ましく、１／１～１／５がさらに好ましい。また、３元共重合体中の［水酸基を有するモノマーのモル数］／［アミド基を有するモノマーのモル数］は小さすぎると十分な防汚性が得られず、大きすぎると水溶性が低下することから５／１～１／５が好ましく、３／１～１／４がより好ましく、１／１～１／３が最も好ましい。３元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。
　本発明のコーティング層に使用する酸性ポリマーの別の好ましい態様は、酸性モノマーと、アミド基を有する２種類のモノマーの３元共重合体である。前記３元共重合体を用いる場合の［酸性モノマーのモル数］／［アミド基を有する２種のモノマーのモル数の合計］は、小さすぎるとコーティング層の付着性が低下し、大きすぎるとアミド基を有するモノマーに期待される防汚性や水溶性の効果が低下することから、２／１～１／９が好ましく、１／１～１／７がより好ましく、１／１～１／５がさらに好ましい。また、前記３元共重合体中のアミド基を有するモノマー２種類の好ましい共重合比率は、［アミド基を有するモノマーのモル数］／［アミド基を有する２種のモノマーのモル数］が小さすぎても大きすぎても十分な防汚性や水溶性が得られなくなる可能性があることから、１／９９～９９／１が好ましく、１０／９０～９０／１０がより好ましく、２０／８０～８０／２０が最も好ましい。３元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。
　本発明のコーティング層に使用する酸性ポリマーの別の好ましい態様は、４元以上の共重合体である。４元以上の共重合体を用いる場合、［酸性モノマーのモル数の合計］／［酸性モノマー以外のその他のモノマーのモル数の合計］は、小さすぎるとコーティング層の付着性が低下し、大きすぎるとその他のモノマーに期待される防汚性や水溶性の効果が低下することから、２／１～１／９が好ましく、１／１～１／７がより好ましく、１／１～１／５がさらに好ましい。また、４元以上の多元共重合体中の酸性モノマー以外のモノマーを、水溶性モノマーと非水溶性モノマーに分けた場合の好ましい共重合比率は、［非水溶性モノマーのモル数の合計］／［水溶性モノマーのモル数の合計］が大きすぎると多元共重合体の水溶性が低下することから０／１～４／１が好ましく、０／１～１／１がより好ましく、０／１～１／４が最も好ましい。４元以上のモノマーの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。
　また、本発明のコーティング層に使用す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、このような塩基性ホモ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。
　塩基性ポリマーが共重合体である場合、１分子中に１以上の塩基性を有する基と重合性官能基とを有するモノマー（以下、塩基性モノマーという）を含む共重合体であることが好ましい。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）アクリロイル基を重合性官能基として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。本発明のコーティング層に使用する塩基性ポリマーは、上記の塩基性モノマーから選択された２種以上の塩基性モノマーを使用した共重合体を用いることができる。
　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。
　本発明のコーティング層に使用する塩基性ポリマーは、上記の塩基性モノマーと、上記の水酸基を有するモノマーとの共重合体であることが好ましい。水酸基を有するモノマーと塩基性モノマーとの共重合体をコーティング層として使用する場合、涙液等の体液に対する防汚性を向上できるため、細菌繁殖リスクを低減することが可能となる。
　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。
　なお、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同様の効果を奏するものとして、塩基性を有する官能基と水酸基とを有するポリマー類であるキチンなどのアミノ多糖類を挙げることができる。
　また、本発明のコーティング層に使用する塩基性ポリマーは、上記の塩基性モノマーと、アミド基を有するモノマーとの共重合体であることが好ましい。アミド基を有するモノマーと塩基性モノマーとの共重合体をコーティング層として使用する場合、塩基性モノマーのホモポリマーよりも親水性を向上することができるため、濡れ性および易滑性を改善することができる。
　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。
　塩基性モノマーと他のモノマーの２元の共重合体を用いる場合、その共重合比率は［塩基性モノマーのモル数］／［他のモノマーのモル数］は、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。
　なお、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同様の効果を奏するものとして、塩基性を有する官能基とアミド基を有するポリマー類として部分加水分解キトサンなどを挙げることができる。
　本発明のコーティング層に使用する塩基性ポリマーは、３元以上の多元共重合体であることが好適である。多元共重合体を用いる場合、［塩基性モノマーのモル数の合計］／［塩基性モノマー以外のその他のモノマーのモル数の合計］は、小さすぎるとコーティング層の付着性が低下し、大きすぎるとその他のモノマーに期待される防汚性や水溶性の効果が低下することから、２／１～１／９が好ましく、１／１～１／７がより好ましく、１／１～１／５がさらに好ましい。また、３元以上の多元共重合体中の塩基性モノマー以外のモノマーを、水溶性モノマーと非水溶性モノマーに分けた場合の好ましい共重合比率は、［非水溶性モノマーのモル数の合計］／［水溶性モノマーのモル数の合計］が大きすぎると多元共重合体の水溶性が低下することから０／１～１／５が好ましく、０／１～１／４がより好ましく、５／１～１／３が最も好ましい。なお、本発明における「水溶性モノマー」とは、水とモノマーを室温で１：１の体積比で混合し、撹拌後１分以上静置して分離せずに均一な外観を示すモノマーを表し、「非水溶性モノマー」とは前記の条件で水と分離するモノマーを表す。３元以上のモノマーの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。
　また、本発明のコーティング層に使用する塩基性ポリマーは、前記塩基性モノマーと、前記水酸基を有するモノマーと、前記アミド基を有するモノマーとの３元共重合体であることがさらに好適である。前記塩基性モノマーと、前記水酸基を有するモノマーと、前記アミド基を有するモノマーとの３元共重合体をコーティング層として使用する場合、細菌繁殖リスクを低減するとともに、濡れ性ならびに易滑性を改善することができる。
　塩基性モノマーと、水酸基を有するモノマーと、アミド基を有するモノマーとの３元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／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／ヒドロキシエチル（メタ）アクリレート／Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド共重合体、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／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／グリセロール（メタ）アクリレート／Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド共重合体、Ｎ，Ｎ－ジメチルアミノプロピルアクリルアミド／ヒドロキシプロピル（メタ）アクリレート／Ｎ－ビニルピロリドン共重合体、およびＮ，Ｎ－ジメチルアミノプロピルアクリルアミド／ヒドロキシプロピル（メタ）アクリレート／Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド共重合体である。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／ヒドロキシエチル（メタ）アクリレート／Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド共重合体である。
　塩基性モノマーと、水酸基を有するモノマーとアミド基を有するモノマーとの３元の共重合体を用いる場合、その共重合比率は［塩基性モノマーのモル数］／｛［水酸基を有するモノマーのモル数］＋［アミド基を有するモノマーのモル数］｝は、小さすぎるとコーティング層の付着性が低下し、大きすぎると水酸基を有するモノマーやアミド基を有するモノマーに期待される防汚性の効果が低下することから、２／１～１／９が好ましく、１／１～１／７がより好ましく、１／１～１／５がさらに好ましい。また、３元共重合体中の［水酸基を有するモノマーのモル数］／［アミド基を有するモノマーのモル数］は小さすぎると十分な防汚性が得られず、大きすぎると水溶性が低下することから５／１～１／５が好ましく、３／１～１／４がより好ましく、１／１～１／３が最も好ましい。３元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。
　本発明のコーティング層に使用する塩基性ポリマーの別の好ましい態様は、塩基性モノマーと、アミド基を有する２種類のモノマーの３元共重合体である。前記３元共重合体を用いる場合、［塩基性モノマーのモル数の合計］／［アミド基を有する２種のモノマーのモル数の合計］は、小さすぎるとコーティング層の付着性が低下し、大きすぎるとアミド基を有するモノマーに期待される防汚性や水溶性の効果が低下することから、２／１～１／９が好ましく、１／１～１／７がより好ましく、１／１～１／５がさらに好ましい。また、前記３元共重合体中のアミド基を有するモノマー２種類の好ましい共重合比率は、［アミド基を有するモノマーのモル数］／［アミド基を有する２種のモノマーのモル数］が小さすぎても大きすぎても十分な防汚性や水溶性が得られなくなる可能性があることから、１／９９～９９／１が好ましく、１０／９０～９０／１０がより好ましく、２０／８０～８０／２０が最も好ましい。３元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。
　本発明のコーティング層に使用する塩基性ポリマーの別の好ましい態様は、４元以上の共重合体である。４元以上の共重合体を用いる場合、［塩基性モノマーのモル数の合計］／［塩基性モノマー以外のその他のモノマーのモル数の合計］は、小さすぎるとコーティング層の付着性が低下し、大きすぎるとその他のモノマーに期待される防汚性や水溶性の効果が低下することから、２／１～１／９が好ましく、１／１～１／７がより好ましく、１／１～１／５がさらに好ましい。また、４元以上の多元共重合体中の塩基性モノマー以外のモノマーを、水溶性モノマーと非水溶性モノマーに分けた場合の好ましい共重合比率は、［非水溶性モノマーのモル数の合計］／［水溶性モノマーのモル数の合計］が大きすぎると多元共重合体の水溶性が低下することから０／１～１／５が好ましく、０／１～１／４がより好ましく、５／１～１／３が最も好ましい。４元以上のモノマーの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。
　医療デバイスのコーティング層である、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元もしくは３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、それぞれ２０００～２００００００の分子量を有することが好ましい。より好ましくは、分子量がそれぞれ５０００～１００００００であり、さらに好ましくは、７５００～７０００００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又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及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、低含水性基材については基材中の成分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。また、含水性基材については基材中の架橋性成分Ｉを適宜、成分Ｓまたは親水性成分Ｈ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、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。
　発明者らは、１種以上の酸性ポリマー溶液の塗布工程および１種以上の塩基性ポリマー溶液の塗布工程が合計２回または３回という極めて少ない回数で優れた濡れ性や易滑性を付与しうることを見出した。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。
　なお、発明者らは、本発明の医療デバイスにおいて、酸性ポリマー溶液の塗布工程または塩基性溶液の塗布工程のいずれか一方のみを１回施すだけでは、濡れ性や易滑性の発現がほとんど見られないことも同時に確認している。
　本発明の医療デバイスにおいて、濡れ性、易滑性、防汚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防汚性を示すために構成４がより好ましい。
　本発明の医療デバイスのコーティング層は、上記構成１～構成４において、各塗布工程で使用する酸性ポリマーまたは塩基性ポリマーの少なくとも一種は、３元以上の多元共重合体であることが好ましい。３元以上の多元共重合体としては上記に例示したものが使用できる。最終の処理溶液が３元以上の多元共重合体の溶液であることが好適であるが、１回目または２回目の処理溶液が３元以上の多元共重合体の溶液であってもよい。
　本発明の医療デバイスのコーティング層は、上記構成１～構成４において、各塗布工程で使用する酸性ポリマーおよび塩基性ポリマーのうちの少なくとも１種は、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好ましく、前記酸性ポリマーおよび塩基性ポリマーのうちの２種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好ましい。
　また、本発明の医療デバイスのコーティング層は、上記構成１～構成４において、各塗布工程で使用する酸性ポリマーおよび塩基性ポリマーのうちの少なくとも１種は、３元以上の多元共重合体であり、かつ、３元以上の多元共重合体は、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好ましい。さらにまた、酸性ポリマーおよび塩基性ポリマーのうちの２種以上が、３元以上の多元共重合体であり、かつ、３元以上の多元共重合体は、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好適である。
　また、本発明の医療デバイスのコーティング層は、上記構成１～構成４において、各塗布工程で使用する酸性ポリマーおよび塩基性ポリマーのうちの少なくとも１種は、水酸基を有するポリマーであることが好ましい。
　また、本発明の医療デバイスのコーティング層は、上記構成１～構成４において、各塗布工程で使用する酸性ポリマーおよび塩基性ポリマーのうちの少なくとも１種は、水酸基を有するモノマーと、アミド基を有するモノマーとをそれぞれ１種類以上含む３元以上の多元共重合体であることが好ましい。
　また、本発明の医療デバイスのコーティング層は、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１回目と３回目に使用する酸性ポリマー溶液は、同一種類および同濃度（もしくは異なる濃度）の酸性ポリマー溶液であってよく、または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１～工程３をこの順に含むものである。
＜工程１＞
　シロキサニル基を有するモノマーを含む混合物を重合し、成型体を得る工程；
＜工程２＞
　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３＞
　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。
　上記の製造方法において、上記工程２または３で使用する酸性ポリマーおよび塩基性ポリマーのいずれか１種が３元以上の多元共重合体であることが好ましい。
　また、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Ｐ２）は、下記工程１～工程４をこの順に含むものである。
＜工程１＞
　シロキサニル基を有するモノマーを含む混合物を重合し、成型体を得る工程；
＜工程２＞
　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３＞
　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４＞
　成型体を工程２と同一または異なる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。
　上記の製造方法において、上記工程２～４で使用する酸性ポリマーおよび塩基性ポリマーのいずれか１種が３元以上の多元共重合体であることが好ましい。
　また、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Ｐ３）は、下記工程１～工程４をこの順に含むものである。
＜工程１＞
　シロキサニル基を有するモノマーを含む混合物を重合し、成型体を得る工程；
＜工程２＞
　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３＞
　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４＞
　成型体を３元以上の多元共重合体からなる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。
　前記態様Ｐ１～態様Ｐ３における工程１は、「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とを含む混合物を共重合し、成型体を得る工程」であることが好ましい。
　また、前記態様Ｐ１～態様Ｐ３における工程１は、「１分子あたり１個の重合性官能基とシロキサニル基とを有するモノマーである成分Ｓを含む混合物を共重合し、ケイ素原子を５質量％以上含むシリコーンハイドロゲルからなる成型体を得る工程」であることが好ましい。
　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、酸性ポリマー溶液の場合は好ましくは２～６、より好ましくは２～５、さらに好ましくは２．５～４．５に維持することが好ましく、塩基性ポリマー溶液の場合は好ましくは８～１２、より好ましくは９～１２、さらに好ましくは９．５～１１．５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。
　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。
　上記構成１～構成４に示すように、成形体に、酸性ポリマーと塩基性ポリマーとを交互に塗布することが好ましい。交互に塗布することで、一方のみ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。
　なお、本発明の医療デバイスにおいて、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り、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及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。
　本発明の医療デバイスは、軟質眼用レンズ、殊に、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℃）の純水あるい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、試料を純水あるいはホウ酸緩衝液中から取り出した後、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８．４８ｇ、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）１．０ｇ、およびエチレンジアミン四酢酸０．１０ｇ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（株）製　DP-8020
検出器：東ソー（株）製　RI-8010
カラムオーブン：（株）島津製作所製　CTO-6A
オートサンプラー：東ソー（株）製　AS-8010
カラム：東ソー（株）製　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）水濡れ性
　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）。
　（３）易滑性
　易滑性は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。
　（４）ムチン付着
　ムチンとしてCALBIOCHEM社のMucin,　Bovine　Submaxillary　Gland（カタログ番号499643）を使用した。コンタクトレンズ形状のサンプルを０．１質量％濃度のムチン水溶液に２０時間３７℃の条件で浸漬させた後、ＢＣＡ（ビシンコニン酸）プロテインアッセイ法によってサンプルに付着したムチンの量を定量した。
　（５）脂質付着
　５００ｍｌのビーカーに攪拌子（３６ｍｍ）を入れ、パルミチン酸メチル１．５ｇと純水５００ｇを入れた。ウォーターバスの温度を３７℃に設定し、前述のビーカーをウォーターバスの中央に置き、マグネチックスターラーで１時間攪拌した。回転速度は６００ｒｐｍとした。コンタクトレンズ形状のサンプルを１枚ずつレンズバスケットに入れ、前述のビーカー内に投入し、そのまま攪拌した。１時間後、攪拌を止め、レンズバスケット内のサンプルを４０℃の水道水と家庭用液体洗剤（ライオン製“ママレモン（登録商標）”）でこすり洗いした。洗浄後のサンプルをホウ酸緩衝液（ｐＨ７．１～７．３）の入ったスクリュー管内に入れ、氷浴に１時間浸漬した。スクリュー管を氷浴から取り出した後にサンプルの白濁を目視観察し、下記の基準でサンプルへのパルミチン酸メチルの付着量を判定した。
Ａ：白濁が無く透明である。
Ｂ：白濁した部分がわずかにある。
Ｃ：白濁した部分が相当程度ある。
Ｄ：大部分が白濁している。
Ｅ：全体が白濁している。
　（６）人工涙液浸漬試験
　人工涙液として、オレイン酸プロピルエステルの代わりにオレイン酸を使用する以外は国際公開第２００８／１２７２９９号パンフレット、３２頁、５～３６行に記載の方法にしたがって調製した涙様液（ＴＬＦ）緩衝液を使用した。培養用マルチプレート（２４ウェル型、材質ポリスチレン、放射線滅菌済み）の１ウェル中に人工涙液２ｍＬを入れ、サンプル（コンタクトレンズ形状）１枚を浸漬した。１００ｒｐｍ、３７℃で２４時間振とうした。その後サンプルを取り出し、リン酸緩衝液（ＰＢＳ）で軽く洗浄した後、人工涙液２ｍＬを入れ替えたウェル中にサンプルを浸漬した。さらに、１００ｒｐｍ、３７℃で２４時間振とうした後、ＰＢＳで軽く洗浄し、目視でサンプルの白濁度合いを評価することで付着物量を観察した。評価は下記基準で行った。
Ａ：白濁が観察されない。
Ｂ：白濁した部分がわずかにある（面積で１割未満）。
Ｃ：白濁した部分が相当程度ある（面積で１割～５割）。
Ｄ：大部分（面積で５割～１０割）が白濁しているが裏側が透けて見える。
Ｅ：全体が濃く白濁しており、裏側が透けて見えにくい。
　（７）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。
　（８）含水率
　コンタクトレンズ形状の試験片を使用した。試験片をホウ酸緩衝液に浸漬し室温で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。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
　（９）全光線透過率
　ＳＭカラーコンピュータ（型式ＳＭ－７－ＣＨ、スガ試験機株式会社製）を用いて測定した。レンズ状サンプルの水分を軽く拭き取り、光路上にセットして測定を行った。ＡＢＣデジマチックインジケータ（ＩＤ―Ｃ１１２、株式会社ミツトヨ製）を用いて厚みを測定し、厚みが０．１４～０．１５ｍｍであるものを測定に用いた。
　（１０）引張弾性率、引張伸度（破断伸度）
　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。
　（１１）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、（３）易滑性評価を行った。
（成型体の調整）
　参考例１
　成分Ａとして下記式（Ｍ２）
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000010
 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）（５０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）、
　成分Ｃｋとして下記の推定構造式（Ｃ３Ｈ）
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000011
 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］（０．０４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、０．７５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０．０７ｍｍ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０．６１４ＭＰａ、破断伸度は５９３％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２
　成分Ｓとして下記式（ｔ３）
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000012
 で表されるシリコーンモノマー（１３．４質量部）、
　成分Ｓとして下記式（ｔ４）
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000013
 で表されるシリコーンモノマー（３６．６質量部）、親水性成分ＨとしてＮ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド（３７質量部）、親水性成分Ｈとして２－ヒドロキシエチルメタクリレート（９．２質量部）、架橋性成分Ｉとしてトリエチレングリコールジメタクリレート（１．２６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）（１．２６質量部）、成分Ｃｋとして重合性基を有する着色剤［Ｕｎｉｂｌｕｅ　Ａ、シグマアルドリッチ］（０．０２質量部）、光開始剤イルガキュア１８５０（１．２６質量部）、および溶媒であるテトラヒドロリナロール（２３．９質量部）を混合し撹拌した。均一で透明なモノマー組成物が得られた。このモノマー組成物をアルゴン雰囲気下で脱気した。窒素雰囲気下のグローブボックス中で、レンズ形状を有するモールドの空隙にモノマー組成物を充填し、光照射（東芝ＦＬ６Ｄ、８．４キロルクス、２０分間）によりレンズを得た。得られたレンズを、６０％ＩＰＡ水溶液に６０℃で３０分間浸漬しモールドから剥離後、さらに８０％ＩＰＡ水溶液に６０℃、２時間浸漬して残存モノマーなどの不純物を抽出し、５０％ＩＰＡ水溶液、２５％水溶液、水と段階的にＩＰＡ濃度を下げた液におよそ３０分ずつ浸漬して水和した。５ｍＬバイアル瓶中のホウ酸緩衝液（ｐＨ７．１～７．３）に浸漬し、該バイアル瓶をオートクレーブに入れ、１２０℃で３０分間煮沸処理を行った。得られたレンズは、縁部の直径約１４ｍｍ、中心部厚み約０．０７ｍｍであった。得られたレンズのケイ素原子の含有量は１２．３％、含水率は４１．７％、引張弾性率は０．６６５ＭＰａ、全光線透過率は８４．２％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。
（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
オートサンプラー：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
＜ＣＰＨＤＡ：２－ヒドロキシエチルメタクリレート／Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド／アクリル酸（モル比１／２／１）＞
　２００ｍＬ三口フラスコに水酸基を有するモノマーとしての２－ヒドロキシエチルメタクリレート（３．２５ｇ、０．０２５ｍｏｌ）、アミド基を有するモノマーとしてのＮ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド（４．９６ｇ、０．０５０ｍｏｌ）、酸性モノマーとしてのアクリル酸（１．８０ｇ、０．０２５ｍｏｌ）、溶媒であるジメチルスルホキシド（４１．０ｇ）、重合開始剤ＶＡ－０６１（和光純薬工業、０．００８ｇ、０．０３１ｍｍｏｌ）を加え、三方コック、還流冷却管、温度計、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、６０℃で０．５時間撹拌し、その後７０℃に昇温して、４．５時間撹拌した。重合終了後、重合反応液を室温まで冷却し、酢酸エチル５０ｍＬに注ぎ入れて一晩静置した。翌日、上澄み液をデカンテーションで除いた。得られた固形分をメタノール／ｎ－ヘキサン＝８ｍＬ／４０ｍＬで１０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：１２３ｋＤ、Ｍｗ：４２８ｋＤ（Ｍｗ／Ｍｎ＝３．４８）であった。
　合成例２
＜ＣＰＨＤＡ：２－ヒドロキシエチルメタクリレート／Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド／アクリル酸（モル比１／２／１）＞
　２００ｍＬ三口フラスコに水酸基を有するモノマーとしての２－ヒドロキシエチルメタクリレート（３．２５ｇ、０．０２５ｍｏｌ）、アミド基を有するモノマーとしてのＮ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド（４．９６ｇ、０．０５０ｍｏｌ）、酸性モノマーとしてのアクリル酸（１．８０ｇ、０．０２５ｍｏｌ）、溶媒であるジメチルスルホキシド（４１．０ｇ）、重合開始剤ＶＡ－０６１（和光純薬、０．０１６ｇ、０．０６２ｍｍｏｌ）、２－メルカプトエタノール（２－ＭＥ、１４μＬ、０．２ｍｍｏｌ）を加え、三方コック、還流冷却管、温度計、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、６０℃で０．５時間撹拌し、その後７０℃に昇温して、４．５時間撹拌した。重合終了後、重合反応液を室温まで冷却し、酢酸エチル５０ｍＬに注ぎ入れて一晩静置した。翌日、上澄み液をデカンテーションで除いた。得られた固形分をメタノール／ｎ－ヘキサン＝８ｍＬ／４０ｍＬで１０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：４９ｋＤ、Ｍｗ：１０３ｋＤ（Ｍｗ／Ｍｎ＝２．１１）であった。
　合成例３
＜ＣＰＨＤＡ：２－ヒドロキシエチルメタクリレート／Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド／アクリル酸（モル比１／２／１）＞
　２００ｍＬ三口フラスコに水酸基を有するモノマーとしての２－ヒドロキシエチルメタクリレート（３．２５ｇ、０．０２５ｍｏｌ）、アミド基を有するモノマーとしてのＮ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド（４．９６ｇ、０．０５０ｍｏｌ）、酸性モノマーとしてのアクリル酸（１．８０ｇ、０．０２５ｍｏｌ）、溶媒であるジメチルスルホキシド（４１．０ｇ）、重合開始剤ＶＡ－０６１（和光純薬、０．０１６ｇ、０．０６２ｍｍｏｌ）、２－メルカプトエタノール（２－ＭＥ、４３μＬ、０．６２ｍｍｏｌ）を加え、三方コック、還流冷却管、温度計、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、６０℃で０．５時間撹拌し、その後７０℃に昇温して、４．５時間撹拌した。重合終了後、重合反応液を室温まで冷却し、酢酸エチル５００ｍＬに注ぎ入れて一晩静置した。翌日、上澄み液をデカンテーションで除いた。得られた固形分をメタノール／ｎ－ヘキサン＝５ｍＬ／５０ｍＬで１０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：２２ｋＤ、Ｍｗ：４２ｋＤ（Ｍｗ／Ｍｎ＝１．８９）であった。
　合成例４
＜ＣＰＨＤＡ：２－ヒドロキシエチルメタクリレート／Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド／アクリル酸（モル比２／１／１）＞
　２００ｍＬ三口フラスコに水酸基を有するモノマーとしての２－ヒドロキシエチルメタクリレート（６．５１ｇ、０．０５０ｍｏｌ）、アミド基を有するモノマーとしてのＮ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド（２．４８ｇ、０．０２５ｍｏｌ）、酸性モノマーとしてのアクリル酸（１．８０ｇ、０．０２５ｍｏｌ）、溶媒であるジメチルスルホキシド（４３．２ｇ）、重合開始剤ＶＡ－０６１（和光純薬、０．０１６ｇ、０．０６２ｍｍｏｌ）、２－メルカプトエタノール（２－ＭＥ、４３μＬ、０．６２ｍｍｏｌ）を加え、三方コック、還流冷却管、温度計、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、６０℃で０．５時間撹拌し、その後７０℃に昇温して、４．５時間撹拌した。重合終了後、重合反応液を室温まで冷却し、酢酸エチル５００ｍＬに注ぎ入れて一晩静置した。翌日、上澄み液をデカンテーションで除いた。得られた固形分をメタノール／ｎ－ヘキサン＝５ｍＬ／５０ｍＬで１０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：１７ｋＤ、Ｍｗ：３３ｋＤ（Ｍｗ／Ｍｎ＝１．９８）であった。
　合成例５
＜ＣＰＨＤＡ：２－ヒドロキシエチルメタクリレート／Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド／アクリル酸（モル比１．５／１．５／１）＞
　２００ｍＬ三口フラスコに水酸基を有するモノマーとしての２－ヒドロキシエチルメタクリレート（４．８８ｇ、０．０３８ｍｏｌ）、アミド基を有するモノマーとしてのＮ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド（３．７２ｇ、０．０３８ｍｏｌ）、酸性モノマーとしてのアクリル酸（１．８０ｇ、０．０２５ｍｏｌ）、溶媒であるジメチルスルホキシド（４１．６ｇ）、重合開始剤ＶＡ－０６１（和光純薬、０．０１６ｇ、０．０６２ｍｍｏｌ）を加え、三方コック、還流冷却管、温度計、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、６０℃で０．５時間撹拌し、その後７０℃に昇温して、４．５時間撹拌した。重合終了後、重合反応液を室温まで冷却し、酢酸エチル５０ｍＬに注ぎ入れて一晩静置した。翌日、上澄み液をデカンテーションで除いた。得られた固形分をメタノール／ｎ－ヘキサン＝８ｍＬ／４０ｍＬで１０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：８３ｋＤ、Ｍｗ：３１９ｋＤ（Ｍｗ／Ｍｎ＝３．８５）であった。
　合成例６
＜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三口フラスコにアミド基を有するモノマーとしてのＮ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド（５９．５０ｇ、０．６００ｍｏｌ）、酸性モノマーとしてのアクリル酸（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、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、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。
＜共重合体の溶液＞
　それぞれ、表１に示した合成例で得られた共重合体を、表１に示した溶媒に溶解して表１に示した濃度のＣＰＤＨＡ溶液Ａ～ＥおよびＣＰＤＡ溶液とした。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000014
 ＤＭＡ：Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド
ＨＥＭＡ：２－ヒドロキシエチルメタクリレート
ＡＡ：アクリル酸
　実施例１～１０
　参考例１および２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。表２中に示した各成型体に、表２中に示した第１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。次に表２中に示した第２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。次に該成型体を表２中に示した第３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。コーティング層を形成した各サンプルについて、ムチン付着、易滑性等の評価を行った。評価結果を表２に示した。
　比較例１～６
　表２中に示した各参考例で得られた成型体を、表２中に示した第１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。次に表２中に示した第２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。次に該成型体を表２中に示した第３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。得られた評価結果を表２に示した。表２中、－は、各ポリマー溶液による処理を行わないことを意味している（比較例１は、第１溶液～第３溶液での処理を行わない、すなわちコーティング層を形成しない基材である）。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000015
　参考例１で作製した低含水性基材の場合（実施例１～５）、良好な濡れ性、易滑性を有し、かつムチン付着、人工涙液付着、脂質付着が低減された医療デバイスが得られた。また、参考例２の含水性基材を用いた場合（実施例６～１０）、適度な濡れ性、易滑性を有し、かつ耐脂質付着性に優れた医療デバイスが得られた。
　比較例７
　参考例１で得られたレンズを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。
　比較例８
　参考例２で得られたレンズを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。
　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。特に軟質眼用レンズ、例えば、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 (15)

  1. 　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、該酸性ポリマーまたは塩基性ポリマーからなる層を形成する酸性ポリマーおよび塩基性ポリマーの少なくとも一種が３元以上の多元共重合体であることを特徴とする医療デバイス。
  2. 　前記酸性ポリマーおよび塩基性ポリマーからなる層が、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たことを特徴とする請求項１に記載の医療デバイス。
  3. 　前記酸性ポリマーおよび塩基性ポリマーからなる層が、前記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３回処理を行うことにより形成されたことを特徴とする請求項１に記載の医療デバイス。
  4. 　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ことを特徴とする請求項１に記載の医療デバイス。
  5. 　前記３元以上の多元共重合体が、酸性モノマーまたは塩基性モノマー、水酸基を有するモノマー、およびアミド基を有するモノマーをそれぞれ１種類以上含むことを特徴とする請求項１に記載の医療デバイス。
  6. 　前記酸性モノマーが、カルボキシル基、スルホン酸基、リン酸基から選択される少なくとも１種類の酸性基を分子内に有することを特徴とする請求項５に記載の医療デバイス。
  7. 　前記塩基性モノマーが、アミノ基を有することを特徴とする請求項５に記載の医療デバイス。
  8. 　前記基材が、含水率１０質量％以下の低含水性基材であることを特徴とする請求項１に記載の医療デバイス。
  9. 　前記基材が、下記成分Ａの重合体、または下記成分Ａおよび成分Ｂとの共重合体を主成分とすることを特徴とする請求項１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。
  10. 　前記成分Ａが下記式（Ａ１）で表されるポリシロキサン化合物であることを特徴とする請求項９に記載の医療デバイス。
    Figure JPOXMLDOC01-appb-C000001
     式中、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。
  11. 　前記基材がハイドロゲルであることを特徴とする請求項１に記載の医療デバイス。
  12. 　前記基材がケイ素原子を５質量％以上含むシリコーンハイドロゲルであることを特徴とする請求項１１に記載の医療デバイス。
  13. 　軟質眼用レンズであることを特徴とする請求項１～１２に記載の医療デバイス。
  14. 　下記工程１～工程３をこの順に含むことを特徴とする医療デバイスの製造方法であって、工程２または３で使用する酸性ポリマーおよび塩基性ポリマーの少なくとも一種が３元以上の多元共重合体であることを特徴とする医療デバイスの製造方法；
    ＜工程１＞
    　シロキサニル基を有するモノマーを含む混合物を重合し、成型体を得る工程；
    ＜工程２＞
    　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３＞
    　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。
  15. 　下記工程１～工程４をこの順に含むことを特徴とする医療デバイスの製造方法であって、工程２～４で使用する酸性ポリマーおよび塩基性ポリマーの少なくとも一種が３元以上の多元共重合体であることを特徴とする医療デバイスの製造方法；
    ＜工程１＞
    シロキサニル基を有するモノマーを含む混合物を重合し、成型体を得る工程；
    ＜工程２＞
    　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３＞
    　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４＞
    　成型体を工程２と同一または異なる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。
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