WO2016148146A1 - メディカルデバイス、メディカルデバイスの製造方法及びメディカルデバイス用表面処理液 - Google Patents

メディカルデバイス、メディカルデバイスの製造方法及びメディカルデバイス用表面処理液 Download PDF

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WO2016148146A1
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WO
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monomer
medical device
hydrophilic copolymer
group
hydrolyzable silyl
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PCT/JP2016/058176
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English (en)
French (fr)
Inventor
加藤智博
中村正孝
Original Assignee
東レ株式会社
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    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02C—SPECTACLES; SUNGLASSES OR GOGGLES INSOFAR AS THEY HAVE THE SAME FEATURES AS SPECTACLES; CONTACT LENSES
    • G02C13/00—Assembling; Repairing; Cleaning
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02C—SPECTACLES; SUNGLASSES OR GOGGLES INSOFAR AS THEY HAVE THE SAME FEATURES AS SPECTACLES; CONTACT LENSES
    • G02C7/00—Optical parts
    • G02C7/02—Lenses; Lens systems ; Methods of designing lenses
    • G02C7/04—Contact lenses for the eyes
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08F—MACROMOLECULAR COMPOUNDS OBTAINED BY REACTIONS ONLY INVOLVING CARBON-TO-CARBON UNSATURATED BONDS
    • C08F220/00—Copolymers of compounds having one or more unsaturated aliphatic radicals, each having only one carbon-to-carbon double bond, and only one being terminated by only one carboxyl radical or a salt, anhydride ester, amide, imide or nitrile thereof
    • C08F220/02—Monocarboxylic acids having less than ten carbon atoms; Derivatives thereof
    • C08F220/52—Amides or imides
    • C08F220/54—Amides, e.g. N,N-dimethylacrylamide or N-isopropylacrylamide
    • C08F220/58—Amides, e.g. N,N-dimethylacrylamide or N-isopropylacrylamide containing oxygen in addition to the carbonamido oxygen, e.g. N-methylolacrylamide, N-(meth)acryloylmorpholine
    • C08F220/585—Amides, e.g. N,N-dimethylacrylamide or N-isopropylacrylamide containing oxygen in addition to the carbonamido oxygen, e.g. N-methylolacrylamide, N-(meth)acryloylmorpholine and containing other heteroatoms, e.g. 2-acrylamido-2-methylpropane sulfonic acid [AMPS]

Definitions

  • the present invention relates to a medical device having a hydrophilic surface, a method for producing a medical device, and a surface treatment solution for a medical device. Specifically, it is excellent in hydrophilicity (water wettability), antifouling property (antilipid adhesion), and slipperiness (lubricity), and the production of medical devices and medical devices that have a surface that is not easily lost due to peeling or abrasion.
  • the present invention relates to a method and a surface treatment solution for a medical device.
  • the medical device, the manufacturing method of the medical device, and the surface treatment liquid for medical device of the present invention are particularly suitable for medical devices such as contact lenses, intraocular lenses, catheters, stents, and artificial kidneys.
  • biocompatibility it is important that the adhesion of substances such as water, protein, and lipid is controlled, and it is known that chemical modification of the surface is useful.
  • a soft contact lens is exemplified as one of the medical devices.
  • a soft contact lens having a high oxygen permeability using a compound containing silicon or fluorine has been used.
  • low hydrous and non-hydrous soft contact lenses are excellent in that they have high oxygen permeability, but it is essential to apply a hydrophilic treatment to the surface in order to improve the hydrophobicity of the lens surface. It is important to impart water wettability. If the water wettability is insufficient, the contact lens may stick to the cornea, which may deteriorate the feeling of wearing and further increase the risk of eye disease by damaging the cornea.
  • the conventional technique has a problem that the surface of the base material is exposed due to peeling or insufficient coating of the hydrophilic treatment layer, and the wearing feeling is deteriorated due to increased friction between the lens surface and the cornea or eyelid.
  • the lens substrate itself is hydrophobic, it is easily contaminated by adhesion of molecules derived from living organisms such as proteins and lipids, and the risk of eye diseases is likely to increase.
  • a surface is obtained by graft polymerization of a hydrophilic monomer on the surface.
  • Patent Documents 1 and 2 in a mold in which the inner surface is coated with a hydrophilic polymer having a radical reactive group, a monomer mixture necessary for forming a hydrophobic polymer
  • Patent Document 3 in which a polymer is brought into contact with a polymer to form a hydrophilic polymer surface.
  • a contact lens having a surface Such a surface-treated lens is comfortable to wear in actual use, and allows long-time wearing of the lens without irritation to the cornea or other harmful effects. It would be more desirable if an economical and commercial manufacture of such a lens was feasible.
  • Materials having such excellent characteristics are not only ophthalmic lenses, but also artificial kidneys, endoscopes, catheters, infusion tubes, gas transport tubes, stents, sheaths, cuffs, tube connectors, access ports, drainage bags, It is also suitable for use as a medical device material exemplified as a blood circuit, a skin material, or a drug carrier.
  • a method for maintaining the surface characteristics over a long period of time a method of chemically bonding using a hydrolyzable silyl group (silane coupling agent) is known.
  • the surface modifier used in the surface modification method using a hydrolyzable silyl group is also used as an antifogging agent for bathroom mirrors and solar power generation panels (Patent Documents 4 to 6).
  • surface modifiers may contain organic solvents, inorganic fine particles, etc., they can be easily applied to hard materials such as glass, while soft materials such as medical devices, especially soft contacts that easily swell in organic solvents. It was difficult to apply to lenses.
  • Patent Documents 7 to 9 are exemplified as a method for modifying the surface of a soft material using a hydrolyzable silyl group.
  • Patent Document 7 after a lens substrate made of silicone is treated with an alkaline solution, the mixture is stirred in an alcohol solution containing a hydrolyzable silyl group having a polymerizable group, a polymerizable hydrophilic monomer, and a polymerization initiator. A method for forming a hydrophilic film on the surface is described.
  • Patent Document 8 describes an ophthalmic lens surface coating agent using a hydrophobic-hydrophilic block polymer having a hydrolyzable alkoxysilane at the terminal.
  • Patent Document 9 describes a method of reacting a hydrophilic polymer after treating a device surface including a contact lens using a low-molecular silane coupling agent.
  • the device surface is coated with the hydrophilic polymer through the step of reacting the silane coupling agent on the device surface and then the step of reacting with the desired hydrophilic polymer.
  • JP-A-2-278224 Japanese Patent Laid-Open No. 4-316013 JP-A-2-124523 JP 2011-236403 A JP 2012-008166 A International Publication No. 2011-087104 JP-A-52-084258 Japanese Patent No. 4833910 JP 2000-137195 A
  • a plasma surface treatment may be used.
  • the effect is only temporary and it is difficult to maintain the surface characteristics.
  • the surface coating agent for ophthalmic lenses described in Patent Document 8 was not sufficiently durable. This is presumably because the surface coating agent was bonded to the ophthalmic lens at only one end of the block copolymer chain.
  • the solvent of the polymer is limited, and there is a problem that using an organic solvent may cause swelling and deformation of the base material, so it is not a highly versatile method. It was.
  • Patent Document 9 has a problem that the process needs to be optimized each time depending on the toxicity of the remaining organic functional group and the kind of the hydrophilic polymer to be used.
  • an object of the present invention is to provide a medical device that is excellent in water wettability, antifouling property, and slipperiness, and that these surface characteristics are sustainable over a long period of time. It is another object of the present invention to provide a method for producing such a medical device at a low cost by a simple process without inducing substrate deformation. Moreover, an object of this invention is to provide the surface treatment liquid for medical devices for manufacturing this medical device.
  • the present invention has the following configuration.
  • a medical device having one or more members in the group consisting of the following (i) to (iii) on at least a part of the surface and / or in the surface.
  • (ii) Hydrolyzate of the hydrophilic copolymer (iii) Medical device of the hydrophilic copolymer A condensate with a substrate or said hydrophilic copolymer, wherein Monomer A: Monomer having no hydrolyzable silyl group and having an amide structure
  • Monomer B Monomer having a structure in which a vinyl structure and an amide structure are directly bonded to each other and a hydrolyzable silyl group
  • the hydrophilicity The medical device according to (1) above, wherein the copolymer has a mass average molecular weight of 100,000 to 10 million.
  • R 1 and R 4 represent a hydrogen atom or a methyl group
  • R 2 and R 3 each independently represent a hydrogen atom or an organic group
  • R 5 and R 6 each independently represents a monovalent organic group having 1 to 10 carbon atoms.
  • R 5 and R 6 may form a ring with each other through a bond.
  • the medical device according to any one of the above (1) to (4), wherein the monomer B contained as a constituent component of copolymerization in the hydrophilic copolymer has a structure represented by the following formula (b).
  • R 7 represents a hydrogen atom or a methyl group
  • R 8 and R 9 each independently represents an alkyl group having 1 to 4 carbon atoms
  • n represents an integer of 0 to 2
  • L represents a single bond or an organic group having 1 to 100 carbon atoms.
  • R 7 represents a hydrogen atom or a methyl group
  • R 8 and R 9 each independently represents an alkyl group having 1 to 4 carbon atoms
  • m represents an integer of 1 to 8
  • n represents an integer of 0 to 2.
  • At least a part of the hydrophilic copolymer is bonded to at least a part of the surface or in the surface by a condensation reaction which is one of functional groups to which the hydrolyzable silyl group is condensed.
  • the medical device according to any one of 1) to (6).
  • the manufacturing method of a medical device including the process made to couple
  • Monomer A Monomer having no hydrolyzable silyl group and having an amide structure
  • Monomer B Monomer having a structure in which a vinyl structure and an amide structure are directly bonded, and a hydrolyzable silyl group (10)
  • the medical device of the present invention is a medical device that is excellent in water wettability, antifouling property, and slipperiness, and that these surface characteristics are sustainable over a long period of time. Further, according to the method for producing a medical device of the present invention, such a medical device can be produced at a low cost by a simple process without inducing substrate deformation. Moreover, such a medical device can be manufactured by the surface treatment liquid for medical device of the present invention.
  • the medical device of the present invention has one or more of the following groups (i) to (iii) on the surface and / or at least a part of the surface.
  • Monomer B A monomer having a structure in which a vinyl structure and an amide structure are directly bonded to each other and a hydrolyzable silyl group.
  • the hydrophilic copolymer according to the present invention contains at least one of the above monomer A and monomer B as a constituent component of copolymerization.
  • the phrase “a polymer or copolymer includes a monomer as a component of copolymerization” does not mean that the monomer is included in the polymer or copolymer in an unpolymerized state. This means that the copolymer contains a structure obtained when the monomer is polymerized.
  • the medical device comprises (i) a hydrophilic copolymer, (ii) a hydrolyzate of the hydrophilic copolymer, and (iii) condensation of the hydrophilic copolymer with a medical device substrate or the hydrophilic copolymer.
  • a hydrophilic copolymer a hydrophilic copolymer
  • a hydrolyzate of the hydrophilic copolymer a hydrolyzate of the hydrophilic copolymer
  • condensation of the hydrophilic copolymer with a medical device substrate or the hydrophilic copolymer.
  • hydrophilic copolymer-derived materials one or more in the group consisting of products (hereinafter sometimes collectively referred to as hydrophilic copolymer-derived materials) on the surface or in the surface (hereinafter sometimes simply referred to as “surface”), or on the surface and in the surface It has it in both.
  • the hydrolyzate of the hydrophilic copolymer refers to a product in which at least one of the hydrolyzable silyl groups of the hydrophilic copolymer according to the present invention is silanol (Si—OH).
  • a condensate of a hydrophilic copolymer with a medical device substrate or a hydrophilic copolymer means that at least one hydrolyzable silyl group of the hydrophilic copolymer is This refers to a product obtained by condensation reaction with a medical device substrate or a hydrophilic copolymer.
  • a condensate of a hydrophilic copolymer with a medical device substrate refers to a condensate formed by bonding a hydrophilic copolymer with a molecule constituting the medical device substrate, and the hydrophilic copolymer and the medical device substrate undergo a condensation reaction. It refers to the portion of the product derived from the hydrophilic copolymer, not including the portion derived from the medical device substrate.
  • the condensate of the hydrophilic copolymer with the hydrophilic copolymer may be condensed between molecules of the hydrophilic copolymer, that is, between the hydrophilic copolymer and another hydrophilic copolymer, even if it is a condensation reaction within the hydrophilic copolymer molecule. It may have reacted.
  • hydrophilic copolymer-derived material it is not necessary to cover the entire surface with the hydrophilic copolymer-derived material, but it is provided on at least a part of the surface. However, in general, it is preferable that a part that comes into contact with a living body (patient) has a hydrophilic copolymer-derived material on the entire surface.
  • the hydrophilic copolymer is preferably bonded to the device surface by a condensation reaction which is one of functional groups to which the hydrolyzable silyl group is condensed.
  • a condensation reaction which is one of functional groups to which the hydrolyzable silyl group is condensed.
  • the hydrophilic copolymer corresponds to one or both of the following (D-1) and (D-2).
  • (D-1) A copolymer that dissolves 1 g or more in 100 g of water at 20 ° C.
  • (D-2) A copolymer in which the structural unit composed of a hydrophilic monomer is 10 mol% or more among the structural units of plural types of monomers constituting the copolymer.
  • the hydrophilic copolymer preferably contains 15 mol% or more of a structural unit composed of a hydrophilic monomer among the structural units of a plurality of types of monomers constituting the hydrophilic copolymer.
  • a structural unit composed of a hydrophilic monomer among the structural units of a plurality of types of monomers constituting the hydrophilic copolymer In view of obtaining good water wettability, those containing 30 mol% or more are more preferable, and those containing 50 mol% or more are more preferable.
  • the hydrophilic monomer means one that dissolves in 1 g or more in 100 g of water at 20 ° C., preferably 10 g or more, more preferably 50 g or more, and more preferably 100 g or more. It is more preferable that water and the hydrophilic monomer can be mixed at any ratio without separating the layers.
  • the monomer A and the monomer B are preferably hydrophilic monomers, but not necessarily hydrophilic monomers, as long as the copolymer is hydrophilic.
  • the monomer constituting the hydrophilic copolymer according to the present invention is not limited to monomer A, monomer B, and other monomers, but preferably has a vinyl structure.
  • this partial structure comprises a part of aromatic ring.
  • the polymerizable group means a functional group involved in the polymerization reaction, and a functional group capable of radical polymerization is preferable from the viewpoint that a protic solvent can be used.
  • preferred polymerizable groups include vinyl groups, allyl groups, (meth) acryloyloxy groups, (meth) acrylamide groups, ⁇ -alkoxymethylacryloyloxy groups, maleic acid residues, fumaric acid residues, itaconic acid residues. , Crotonic acid residue, isocrotonic acid residue, citraconic acid residue and the like.
  • a (meth) acrylamide group or a (meth) acryloyloxy group is most preferable because of high polymerizability.
  • (meth) acryloyloxy represents both methacryloyloxy and acryloyloxy. The same can be said for (meth) acrylamide.
  • Monomer A in the present invention is a monomer having no hydrolyzable silyl group and having an amide structure, but preferably has hydrophilicity.
  • the hydrolyzable silyl group is as described later, and the monomer A is not included in the molecular structure. However, the monomer B (having a hydrolyzable silyl group) to be described later is distinguished from the monomer A. This requirement is provided for this purpose.
  • amide structure refers to a structure represented by the following formula (a).
  • amide compounds, imide compounds, urea compounds, and derivatives thereof have an amide structure.
  • Amide bonds are less susceptible to hydrolysis than ester bonds and can exhibit excellent durability. For example, even in harsh environments such as steam sterilization, some polymer structures are decomposed, detached, altered, etc. Can be expected to be suppressed.
  • the monomer A preferably has a structure represented by the following formula (a1) or (a2).
  • R 1 and R 4 represent a hydrogen atom or a methyl group.
  • R 2 and R 3 each independently represents a hydrogen atom or an organic group.
  • R 2 and R 3 are each independently a hydrogen atom, a methyl group, an ethyl group, a propyl group, and an isopropyl group.
  • the hydrophilic copolymer has good water wettability and easy slipping. From the viewpoint of imparting properties, a hydrogen atom or a methyl group is more preferable, and a methyl group is most preferable.
  • R 5 and R 6 each independently represents a monovalent organic group having 1 to 10 carbon atoms.
  • An alkyl group having 1 to 8 carbon atoms is preferable, and may be branched or linear.
  • R 5 and R 6 may form a ring with each other through a bond.
  • Preferable examples in the case of forming a ring with each other include those in which —R 5 —R 6 — is an ethylene group, a propylene group, a butylene group, a pentylene group or a hexylene group. Of these, a butylene group and a pentylene group are preferable from the viewpoint of the stability of the ring formed.
  • the monomer A may have a structure represented by the following general formulas (a3) to (a7) as a specific structure, and among these, the structure represented by the following formula (a5) may be included for ease of synthesis. preferable.
  • R H represents H or a methyl group
  • X represents O or NH
  • L 1 and L 2 each independently represent a divalent organic group having 1 to 20 carbon atoms.
  • the alkylene group and arylene group may be branched or linear, and may contain a cyclic structure.
  • suitable types include (meth) acrylamides, N-vinylcarboxylic acid amides, cyclic N-vinyllactams, cyclic N-vinylpyridines or N-vinylimidazoles.
  • (meth) acrylamides are preferred from the viewpoint that the polymerization rate is high and it is easy to obtain a polymer having a homogeneous composition.
  • Preferred examples of the monomer A include acrylamide, N-methylacrylamide, N-ethylacrylamide, N-isopropylacrylamide, N, N-dimethylacrylamide, N, N-diethylacrylamide, N, N-diisopropylacrylamide, and acryloyl.
  • N-methylacrylamide N, N-dimethylacrylamide, N-vinylpyrrolidone, N-vinylcaprolactam, N-vinylacetamide, and N-vinyl-N-methylacetamide. These may be used alone or in combination of two or more.
  • the hydrolyzable silyl group is chemically bonded to the substrate surface, thereby increasing the adhesion of the copolymer to the substrate surface and making it difficult to peel off.
  • the amide bond is excellent in hydrolysis resistance as compared with an ester bond or the like, and thus is important for maintaining the effectiveness of the hydrophilic copolymer over a long period of time.
  • the hydrolyzable silyl group according to the present invention is formed by bonding 1 to 3 hydrolyzable groups per silicon atom without interposing other atoms.
  • the hydrolyzable silyl group The hydrolyzable group in is a group that generates silanol (Si—OH) when reacted with water.
  • hydrolyzable groups include halogen groups, methoxy groups, ethoxy groups, propyloxy groups, isopropyloxy groups, butoxy groups and other alkoxy groups, oxime groups, phenyloxy groups, benzyloxy groups, acyloxy groups, ketoximate groups.
  • Amino groups, amide groups, acid amide groups, aminooxy groups, thioalkoxy groups, alkenyloxy groups and the like are preferable examples. From the viewpoint of availability, halogen groups and alkoxy groups are particularly preferable, and are highly reactive. Alkoxy groups are most preferred from the standpoint that harmful byproducts are less likely to occur. These hydrolyzable groups may be used alone or in combination of a plurality of types.
  • hydrolyzable silyl group one having a structure represented by the formula Z 3 —Si—L— is preferably used.
  • L represents an organic group
  • Z is a hydrolyzable group having a halogen group or an alkoxy group, preferably a functional group having 1 to 4 carbon atoms having a chloro group or an alkoxy group, more preferably methoxy.
  • the three Zs may be the same group or a combination of different groups.
  • Monomer B in the present invention has a vinyl structure as described above, and further has an amide structure, and has a structure in which a vinyl structure and an amide structure are directly bonded.
  • the structure in which a vinyl structure and an amide structure are directly bonded means a structure in which the vinyl structure and the amide structure are bonded without any other atom.
  • the monomer B contained as a copolymerization component in the hydrophilic copolymer has a structure represented by the following formula (b).
  • R 7 represents a hydrogen atom or a methyl group.
  • R 8 and R 9 each independently represents an alkyl group having 1 to 4 carbon atoms.
  • n represents an integer of 0-2.
  • L represents a single bond or an organic group having 1 to 100 carbon atoms.
  • L in the formula (b) can be a single bond or a divalent organic group having 1 to 100 carbon atoms as described above.
  • This divalent organic group may be linear, branched or cyclic. From the viewpoint of good copolymerizability with the monomer A, a divalent organic group having 1 to 10 carbon atoms is preferable, a divalent organic group having 1 to 8 carbon atoms is more preferable, and 1 to Most preferred are divalent organic groups having 4 carbon atoms.
  • the selection of the raw material used to constitute the L portion can be made using a polymer or oligomer, and the molecular weight is distributed. You may have.
  • L is a polyoxyalkylene group, more preferably a polyethylene oxide group or a polypropylene oxide group, and from the viewpoint of easy purification of the monomer B, the raw material is diethylene glycol or triethylene glycol. Most preferred.
  • the monomer B contained in the hydrophilic copolymer as a constituent component of the copolymer has a structure represented by the following formula (c).
  • the structure represented by the formula (c) is a structure in which L in the formula (b) is an alkylene group having 1 to 8 carbon atoms. In this case, the alkylene group having 1 to 8 carbon atoms may be branched or linear.
  • Preferable examples thereof include a methylene group, an ethylene group, a propylene group, a butylene group, a pentylene group, an octylene group or a decylene group, a phenylene group, and the like, from the viewpoint of not impairing the water solubility of the hydrophilic copolymer.
  • a butylene group is most preferred.
  • R 7 represents a hydrogen atom or a methyl group.
  • R 8 and R 9 each independently represents an alkyl group having 1 to 4 carbon atoms.
  • m represents an integer of 1 to 8.
  • n represents an integer of 0-2.
  • the weight average molecular weight of the hydrophilic copolymer is too small, physical properties such as water wettability, slipperiness, and anti-lipid adhesion are not sufficiently exhibited. If it is too large, gelation during polymerization and a solution of the hydrophilic copolymer are difficult. Is more than 100,000, more preferably 150,000 or more, further preferably 200,000 or more, and the upper limit is 10 million. The following is preferable, 5 million or less is more preferable, and 1 million or less is more preferable.
  • the chemical structure including molecular weight of the hydrophilic copolymer-derived product having a hydrolyzable silyl group present on the surface of the medical device substrate, as an example, it is decomposed into methoxysilane by methanolysis, gas chromatography, It is possible to analyze the chemical structure by applying various analysis methods such as gas chromatography / mass spectrometry, or liquid chromatography, liquid chromatography / mass spectrometry (for example, JP 2012-188398 A). See the method described in).
  • the hydrophilic copolymer according to the present invention if the molar fraction of the monomer B in the monomer contained as a constituent component of the copolymer is too small, the hydrophilic copolymer is liable to be peeled off, and it is difficult to obtain sufficient durability. Moreover, when the molar fraction of the monomer B in the monomer contained as a component of copolymerization is too large, the hydrophilic copolymer may be easily gelled during polymerization. Moreover, the surface treatment liquid in which the hydrophilic copolymer is dissolved may be easily gelled.
  • the hydrophilic copolymer may become hard due to intramolecular and / or intermolecular crosslinking, and sufficient slipperiness may be difficult to obtain. Therefore, the molar fraction of the monomer B in the monomer contained as a copolymerization component in the hydrophilic copolymer according to the present invention is preferably 1 mol% or more, more preferably 3 mol% or more, while the upper limit is It is preferably 40 mol% or less, more preferably 20 mol% or less, and most preferably 10 mol% or less.
  • the molar fraction of the monomer B in the monomer contained as a constituent component of the copolymer is determined by measuring the proton nuclear magnetic resonance (NMR) spectrum of the solution of the hydrophilic copolymer as described later. Calculated from the peak area ratio of protons corresponding to each monomer.
  • NMR proton nuclear magnetic resonance
  • the molar fraction of monomer B in the monomer contained as a copolymerization component in the hydrophilic copolymer-derived material present on the surface of the medical device substrate is usually copolymerized in the hydrophilic copolymer after copolymerization. It becomes the same as the molar fraction of the monomer B in the monomer contained as a constituent component. If the molar fraction cannot be calculated by proton nuclear magnetic resonance spectrum measurement because the peaks overlap, the molar fraction may be calculated by other known methods such as elemental analysis and mass spectrometry.
  • the hydrophilic copolymer according to the present invention may include a structure obtained by polymerizing monomers other than the monomer A and the monomer B as the third component.
  • Suitable examples of the third component include (meth) acrylates, and methoxypolyethylene glycol mono (meth) acrylate and hydroxypolyethylene glycol mono (meth) acrylate are preferred from the viewpoint that excellent slipperiness is obtained.
  • hydrophilic copolymer functional groups capable of causing a silane coupling reaction are introduced not only at one end of the copolymer but also at a plurality of positions in the polymer chain.
  • the adhesion to the device surface can be further increased.
  • a surface immobilization method using a silane coupling reaction is employed, adverse effects on the living body due to the remaining organic functional groups generated in the reaction generation process can be eliminated, and safety is high.
  • the medical device 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.
  • ophthalmic lenses 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 Particularly suitable for ophthalmic lenses are particularly suitable for ophthalmic lenses.
  • the ophthalmic lens examples include a contact lens such as a soft contact lens, a hard contact lens, and a hybrid contact lens, a scleral lens, an intraocular lens, an artificial cornea, a corneal inlay, a corneal onlay, and an eyeglass lens. Among them, it is suitable for a contact lens and particularly suitable for a soft contact lens.
  • the base material of the medical device in the present invention preferably contains a silicon atom in order to obtain strong adhesion with the hydrophilic copolymer of the present invention. Specifically, it is preferable to contain 1% by mass or more of silicon atoms in the base material.
  • 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 2% by mass or more, more preferably 5% by mass or more, further preferably 7% by mass or more, and most preferably 10% by mass or more. Further, when the silicon atom content is too large, the tensile elastic modulus may increase, which may be undesirable.
  • the silicon atom content of the substrate is preferably 70% by mass or less, more preferably 60% by mass or less. Preferably, 50 mass% or less is the most preferable. In particular, when the medical device is used for contact lenses, it is preferably 36% by mass or less, more preferably 30% by mass or less, and still more preferably 26% by mass or less in order not to be too hard. Any combination of the upper limit value and the lower limit value may be used.
  • the silicon atom may exist as a siloxanyl group.
  • a compound obtained by polymerizing a monomer having the above siloxanyl group and a radically polymerizable functional group such as a (meth) acryloyl group, a (meth) acryloyloxy group, or a (meth) acrylamide group at the terminal can be suitably used.
  • a radically polymerizable functional group such as a (meth) acryloyl group, a (meth) acryloyloxy group, or a (meth) acrylamide group at the terminal
  • Examples thereof include siloxane compounds such as polydimethylsiloxane having a methacryloyloxy group at the terminal.
  • Such silicon atom-containing compounds include (meth) acrylamides such as N, N-dimethylacrylamide, N-vinylamides such as N-vinylpyrrolidone, 2-hydroxyethyl (meth) acrylate, 2-methoxyethyl (meth) acrylate, etc.
  • Hydroxyalkyl (meth) acrylates and alkyl ethers thereof hydrophilic compounds such as polyethylene glycol mono (meth) acrylates such as diethylene glycol mono (meth) acrylate, diethylene glycol mono (meth) acrylate methyl ether, and methyl ethers thereof, And if necessary, crosslinkability of di (meth) acrylates such as polyethylene glycol di (meth) acrylate, N, N-methylenebisacrylamide, polyfunctional (meth) acrylate, etc. Things were mixed, it may be a base material to obtain a copolymer.
  • alkyl (meth) acrylates such as butyl acrylate and ethylhexyl acrylate
  • a copolymer is obtained and it is set as a base material.
  • soft means that the tensile modulus is 10 MPa or less.
  • the tensile elastic modulus is preferably 0.01 MPa or more, more preferably 0.1 MPa or more, while 5 MPa or less is preferable, 3 MPa or less is more preferable, and 2 MPa or less is more preferable.
  • 1 MPa or less is more preferable, and 0.6 MPa or less is most preferable. 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.
  • 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 sample in a wet state with a borate buffer.
  • a thermal polymerization initiator or a photopolymerization initiator typified by a peroxide or an azo compound.
  • a material that is dissolved in a desired reaction solvent and has optimum decomposition characteristics at a desired reaction temperature is selected.
  • azo initiators or peroxide initiators having a 10-hour half-life temperature of 40 to 120 ° C. are suitable.
  • the photoinitiator for performing 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 should be adjusted as appropriate according to the target molecular weight of the hydrophilic copolymer to be obtained. However, if the amount is too small, the polymerization does not start. If the amount is too large, the molecular weight tends to be low, and recombination stops. Since it tends to occur and it is difficult to obtain a polymer having a desired molecular weight, it is preferably up to 5% by mass based on the polymerization stock solution.
  • the polymerization stock solution refers to a reaction solution containing a monomer for polymerizing a polymer, and refers to a solution containing a monomer to be polymerized, a polymerization solvent, and a polymerization initiator.
  • This polymerization stock solution may contain a chain transfer agent.
  • polymerization solvent various organic and inorganic solvents are applicable. 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.
  • the monomer concentration in the polymerization stock solution is preferably 10% by mass to 80% by mass because a sufficient molecular weight cannot be obtained if it is too low, and if it is too high, there is a risk of runaway due to the heat of polymerization. 15 mass% to 65 mass% is more preferable, and 20 mass% to 50 mass% is most preferable.
  • a chain transfer agent may be used for the purpose of adjusting the molecular weight.
  • the chain transfer agent used for the polymerization of the hydrophilic copolymer according to the present invention include 2-mercaptoethanol, 2-aminoethanethiol, 2-aminoethanethiol hydrochloride or 2-thiopropionic acid.
  • the present invention is not limited to such examples.
  • 2-mercaptoethanol, 2-aminoethanethiol or 2-aminoethanethiol hydrochloride is more preferable from the viewpoint of the high reactivity of the chain transfer agent terminal obtained.
  • the amount of use should be appropriately adjusted according to the target molecular weight of the polymer to be obtained, but if it is too large, the unreacted chain transfer agent tends to remain in the system.
  • it is preferably 0.01 mol% or more, more preferably 0.05 mol% or more, still more preferably 0.1 mol% or more, and the upper limit is preferably 50 mol% or less, more preferably 40 mol% or less, 25 More preferred is mol%.
  • At least a part of the hydrophilic copolymer is bonded to at least a part on or in the surface by a condensation reaction that is one of functional groups to which the hydrolyzable silyl group is condensed.
  • a condensation reaction that is one of functional groups to which the hydrolyzable silyl group is condensed.
  • it is.
  • the medical device of the present invention it is preferable that at least a part of the surface of the base material reacts with a hydrophilic copolymer having one or more hydrolyzable silyl groups in an effective amount for the reaction.
  • “Amount effective for reaction” refers to the amount of hydrolyzable silyl groups sufficient to convert to the desired hydrophilic surface.
  • the hydrolyzable silyl group in the hydrophilic copolymer is condensed not only with the constituent functional group on the substrate surface but also with the condensation reaction (silane coupling reaction).
  • the condensation reaction silane coupling reaction
  • the hydrolyzable silyl group directly bonded to the substrate surface is strongly bonded to the other silyl group, so that the bonding of the hydrophilic copolymer to the device surface becomes stronger, and the medical device Excellent surface properties can be sustained over a longer period of time.
  • Such a condensation reaction can be caused by condensing a hydrolyzable silyl group directly or via its hydrolyzate. Whether such a condensation reaction has occurred can be examined by infrared spectrophotometric analysis, XPS analysis, or a combination thereof.
  • the method for producing a medical device of the present invention comprises treating a surface treatment solution containing a hydrophilic copolymer obtained by copolymerizing a polymerization stock solution containing one or more of the following monomers A and one or more of the following monomers B with a medical device group. After contacting with at least a part of the surface of the material, the hydrophilic property is caused by causing a condensation reaction using the hydrolyzable silyl group of the monomer B contained as a constituent component of the copolymer as a functional group which is one of the condensation reactions. Binding the copolymer to at least a portion on and / or within the surface.
  • Monomer A Monomer having no hydrolyzable silyl group and having an amide structure
  • Monomer B Monomer having a structure in which a vinyl structure and an amide structure are directly bonded and a hydrolyzable silyl group
  • One preferred embodiment of the method includes the following steps 1 to 4 in this order.
  • ⁇ Step 1> A step of preparing a hydrophilic copolymer obtained by copolymerizing a polymerization stock solution containing one or more of the following monomers A and one or more of the following monomers B, and preparing a surface treatment solution containing the hydrophilic copolymer.
  • Monomer A Monomer having no hydrolyzable silyl group and having an amide structure
  • Monomer B Monomer having a structure in which a vinyl structure and an amide structure are directly bonded to each other and a hydrolyzable silyl group
  • ⁇ Step 2> A step of bringing the surface treatment solution into contact with at least a part of the surface of the medical device substrate to be surface treated.
  • ⁇ Step 3> A step of condensing a hydrolyzable silyl group of the hydrophilic copolymer contained in the surface treatment liquid with a functional group constituting at least a part of the surface of the medical device as one or both of the functional groups to be condensed.
  • ⁇ Step 4> A step of washing away excess polymer (mainly hydrophilic copolymer).
  • the hydrophilic copolymer having a hydrolyzable silyl group (polymer obtained by copolymerization of the monomer A and the monomer B), the hydrophilicity is formed on the medical device.
  • a layer made of a functional copolymer can be formed.
  • step 4 it is preferable that the excess hydrophilic copolymer is sufficiently washed away.
  • the hydrolyzable silyl group contained in the surface treatment solution or the hydrolyzate thereof undergoes a condensation reaction with a functional group constituting at least a part of the surface of the medical device to cause a crosslinking reaction (silane coupling reaction). It is considered that the hydrophilic copolymer in the surface treatment liquid condenses with the surface of the medical device.
  • the hydrophilic copolymer having a hydrolyzable silyl group is preferably reacted with the medical device substrate surface in the form of an aqueous solution.
  • an alcohol or the like that can dissolve the hydrophilic copolymer for example, methanol, ethanol or propanol, or a solution containing an organic solvent such as benzene, toluene or hexane should be used. You can also.
  • the surface treatment solution for a medical device of the present invention includes one or more members in the group consisting of the following (i) to (iii).
  • (ii) Hydrolyzate of the hydrophilic copolymer (iii) Medical device of the hydrophilic copolymer A condensate with a substrate or said hydrophilic copolymer, wherein Monomer A: Monomer having no hydrolyzable silyl group and having an amide structure
  • Monomer B Monomer having a structure in which a vinyl structure and an amide structure are directly bonded to each other and a hydrolyzable silyl group
  • the “surface treatment liquid for medical devices” including the surface treatment liquid used in the method means a liquid in which a hydrophilic copolymer-derived material is dissolved in an appropriate liquid.
  • the surface treatment liquid for medical devices may be described as a surface treatment
  • the content of the hydrophilic copolymer having a hydrolyzable silyl group in the surface treatment liquid is preferably 0.01 mg / mL or more, in order to sufficiently exhibit the hydrophilicity-imparting effect on the substrate surface, and 0.1 mg / ML or more is more preferable, and 1 mg / mL or more is more preferable.
  • 100 mg / mL or less is preferable, and 50 mg / mL. The following is more preferable. Further, from the viewpoint of lowering the production cost, 5 mg / mL or less is more preferable.
  • the method for bringing the surface treatment solution into contact with the surface of the medical device substrate include various coating methods such as dipping (dip method), brush coating method, spray coating method, spin coating method, die coating method, and squeegee method. Applicable. Of these, a method of immersing the lens substrate in the surface treatment liquid, a method of applying the surface treatment liquid to the medical device substrate, and the like are preferably employed.
  • the surface treatment liquid may be placed in an appropriate vessel, and the entire medical device substrate may be sufficiently immersed in the surface treatment liquid.
  • the immersion time is preferably 30 minutes or more, more preferably 1 hour or more, and even more preferably 2 hours or more. It is.
  • pre-processing such as hydrolyzing a hydrolyzable silyl group, stirring, may be performed. Good.
  • the medical device substrate is previously acid-treated, It is preferable to perform base treatment or plasma treatment.
  • the acid treatment method is a method in which the surface of the lens substrate is immersed in an acid solution of about 0.001 to 1M to perform acid treatment.
  • it may be carried out by a method of immersing the lens substrate in an acid solution such as hydrochloric acid, sulfuric acid or acetic acid.
  • the base (alkali) treatment method is a method in which the surface of the lens base material is immersed in a base solution of about 0.5 to 7.5 M to perform the base treatment.
  • a base such as sodium hydroxide, potassium hydroxide or ammonia.
  • the solution used for the acid treatment and alkali treatment may contain a water-soluble organic solvent such as alcohol.
  • the plasma treatment is performed, for example, in an oxygen gas and / or carbon dioxide gas and / or argon gas atmosphere, but is not limited thereto.
  • the gas used in the plasma treatment is preferably at a pressure of about 0.01 to 1.0 torque and suitably has a power between about 100 and 1000 watts, preferably between 200 and 800 watts, more preferably 300. Processing between ⁇ 500 watts is preferred.
  • the plasma treatment time is 20 seconds or more per side, preferably 30 seconds or more per side, more preferably about 60 to 600 seconds per side, and most preferably per side.
  • the processing is about 60 to 300 seconds.
  • the gas flow rate is preferably 10 to 100 sccm (Standard cm 3 / min), more preferably 30 to 100 sccm.
  • the medical device substrate before the pretreatment as described above, it is preferable to wash the medical device substrate with, for example, a nonionic surfactant or an organic solvent such as acetone, methanol, ethanol, 2-propanol. Further, ultrasonic waves may be used in combination when washing.
  • a nonionic surfactant or an organic solvent such as acetone, methanol, ethanol, 2-propanol.
  • ultrasonic waves may be used in combination when washing.
  • the temperature at which the hydrophilic copolymer having a hydrolyzable silyl group contacts the medical device substrate surface is preferably 0 ° C. or higher, more preferably 20 ° C. or higher, further preferably 25 ° C., while 150 ° C or less is preferable, 120 ° C or less is more preferable, and 80 ° C or less is more preferable.
  • an acid catalyst or a base catalyst may be used.
  • Examples of the acid catalyst include acetic acid, and a concentration of about 0.1 to 2% by volume in the surface treatment solution is preferable.
  • Examples of the base catalyst include sodium hydroxide and ammonia, and a concentration of about 0.1 to 2% by volume in the surface treatment solution is preferable.
  • a lens substrate having a surface treatment liquid attached to the surface thereof is used, for example, at room temperature, preferably It is preferable to dry at 60 ° C. or higher, more preferably 80 ° C. or higher for 30 minutes to 24 hours.
  • the surface-treated lens base material on which the surface-treated layer is formed is preferably sufficiently washed with, for example, distilled water or an organic solvent.
  • the surface treatment liquid After the surface treatment liquid is brought into contact with the surface of the lens base material in this way, the surface treatment liquid adhering to the contact is subjected to a silane coupling reaction, so that water wettability, easy slipping and antifouling properties are achieved. It is possible to form a surface treatment layer that is excellent and difficult to peel off and maintain its efficacy for a long time.
  • the thickness of the surface treatment layer formed by the present invention is preferably 0 in order to sufficiently exhibit excellent surface properties when the hydrophilic copolymer-derived material is present on the device surface. .001 ⁇ m or more, more preferably 0.1 ⁇ m or more, and in order to maintain transparency, particularly in an embodiment such as a contact lens, preferably 500 ⁇ m or less, more preferably 100 ⁇ m or less. .
  • 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”.
  • the static contact angle of water is preferably 100 degrees or less, more preferably 90 degrees or less, and further preferably 80 degrees or less.
  • the static contact angle is preferably lower from the viewpoint of preventing the wearer from sticking to the cornea, preferably 65 degrees or less, more preferably 60 degrees or less. 55 degrees or less is more preferable, 50 degrees or less is more preferable, and 45 degrees or less is most preferable.
  • the static contact angle is measured against a phosphate buffer in a sample wet with a phosphate buffer.
  • the surface of the medical device has excellent slipperiness.
  • the dynamic friction coefficient measured by the method shown in the examples of the present specification is small.
  • the dynamic friction coefficient is preferably 0.2 or less, more preferably 0.1 or less, further preferably 0.05 or less, and most preferably 0.02 or less. Further, if the friction is extremely small, handling at the time of detachment tends to be difficult, so the dynamic friction coefficient is preferably 0.001 or more, and preferably 0.01 or more.
  • the dynamic friction coefficient is measured with respect to the glass surface with a sample wet with a phosphate buffer.
  • the durability of the hydrophilic copolymer-derived material on the surface of the medical device according to the present invention is determined by, for example, forming a depression in the center of the palm and placing a sample (for example, a contact lens shape) there, adding a predetermined cleaning solution thereto, After rubbing a predetermined number of times by this method, evaluation is made by judging the slipperiness in a state where the sample is immersed in a phosphate buffer.
  • the hydrophilic copolymer-derived substance is covalently bonded to the surface of the lens substrate, and therefore has good water wettability and easy slip even after the above-described scrubbing treatment. .
  • a hydrophilic copolymer-derived material is bonded to at least a part of the surface of the medical device substrate. More specifically, a silicon atom in the hydrolyzable silyl group reacts with an atom constituting the surface of the medical device substrate, and the hydrophilic group-containing portion is formed on the substrate surface via a siloxane bond generated as a result of the reaction. It is covalently bonded. Thereby, good wettability and easy slipperiness are imparted to the surface of the medical device, an excellent wearing feeling can be given, and furthermore, since it is bonded by a covalent bond, peeling durability is good.
  • the antifouling property of the medical device of the present invention can be evaluated by mucin adhesion, lipid (methyl palmitate) adhesion, and artificial tears immersion test.
  • the mucin adhesion amount is preferably 5 ⁇ g / cm 2 or less, more preferably 4 ⁇ g / cm 2 or less, and most preferably 3 ⁇ g / cm 2 or less.
  • Antilipid adhesion can be evaluated by the method described in the examples of the present specification, and is preferably transparent without white turbidity.
  • the medical device of the present invention is an optical product such as an ophthalmic lens
  • the medical device has high transparency.
  • the material is transparent and free from turbidity when visually observed.
  • the ophthalmic lens preferably has little or no turbidity when observed with a lens projector, and most preferably no turbidity is observed.
  • ⁇ Analysis method and evaluation method> (1) Molecular weight measurement of hydrophilic copolymer It measured using the Prominence GPC system made from Shimadzu Corporation.
  • the device configuration is as follows. Pump: LC-20AD, autosampler: SIL-20AHT, column oven: CTO-20A, detector: RID-10A, column: GMPWXL manufactured by Tosoh Corporation (inner diameter 7.8 mm ⁇ 30 cm, particle diameter 13 ⁇ m).
  • the sample concentration was 0.2% by mass, and the sample injection amount was 100 ⁇ L.
  • the calibration curve was calculated using a standard polyethylene oxide sample (0.1 kD to 1258 kD) manufactured by Agilent.
  • the molar fraction of monomer B contained as a copolymerization component in the hydrophilic copolymer in Example 1 was determined by the following formula. (S B / N HB ) / ⁇ (S A / N HA ) + (S B / N HB ) ⁇ Since Examples 2 to 5 are the same combination of monomer A and monomer B, the molar fraction of monomer B was determined in the same manner. In the case of a copolymer composed of a combination of other monomers, an appropriate proton-derived peak can be appropriately selected to determine the molar fraction.
  • the sample subjected to the above evaluation is placed in a dent in the center of the palm, and a cleaning solution (“Optifree” (registered trademark), manufactured by Nippon Alcon Co., Ltd.) is added to the front and back of the index finger of the other hand. After rubbing each time, it was washed thoroughly with water. The above operation was set as one cycle and repeated 14 cycles. Thereafter, the sample was washed with pure water and immersed in a phosphate buffer. The sensitivity evaluation of the 1st cycle, the 7th cycle, and the 14th cycle was performed by the following five-stage evaluation. Table 1 shows the evaluation results in 0, 1, 7, and 14 cycles.
  • the washed sample was placed in a 12-well plastic dish containing distilled water and allowed to stand overnight in a refrigerator. The sample was visually observed for white turbidity, and the amount of methyl palmitate adhering to the sample was determined according to the following criteria.
  • Static contact angle of water The static contact angle was measured by a droplet method using WET-6000 manufactured by KYOWA.
  • the contact lens substrate and the surface-treated lens substrate were immersed in RO water for 24 hours or more.
  • about 1 ⁇ L of a droplet (RO water) was brought into contact with a microsyringe, and the contact angle between the lens surface and the droplet was measured as a contact angle.
  • Atomic force microscope AFM was used to study the morphology of contact lens surfaces. Using a WET-SPM9500J3 model manufactured by Shimadzu Corporation, a range of 5 ⁇ m square was measured in the air by the dynamic mode. The obtained AFM image was analyzed with the attached software, and the surface roughness (Rms) was calculated.
  • This mixture was filtered through a membrane filter (0.45 ⁇ m) to remove insoluble matters, thereby obtaining a polymerization stock solution.
  • This polymerization stock solution is poured into a contact lens mold made of transparent resin (base curve side polypropylene, front curve side ZEONOR), and irradiated with light using a fluorescent lamp (Toshiba, FL-6D, daylight color, 6W, 4) (1 (.01 mW / cm 2 , 20 minutes). After the polymerization, the mold was immersed in isopropyl alcohol and heated at 80 ° C. for 1 hour to peel the contact lens-shaped molded body from the mold.
  • the obtained molded body was immersed in isopropyl alcohol at room temperature for 30 minutes, and then placed in a clean plastic container with a mesh made of “Teflon (registered trademark)” and dried.
  • the obtained lens substrate had an edge diameter of about 14 mm and a center thickness of about 0.07 mm.
  • Example 1 Preparation of hydrophilic copolymer
  • DMA N, N-dimethylacrylamide
  • ADVN 2,2′-azobis (2,4-dimethylvaleronitrile)
  • the amount of the polymer powder obtained was 15.33 g, the number average molecular weight (Mn) was 117,000, the mass average molecular weight (Mw) was 496,000, and the target product (hydrophilic copolymer) was obtained in a yield of 80%.
  • a 4 mol / L sodium hydroxide 10 v / v% aqueous ethanol solution was prepared as an alkali treatment liquid for treating the silicone substrate.
  • a hydrophilic copolymer powder was dissolved in distilled water to prepare a 2 wt% aqueous solution, and pressure filtration was performed with a membrane filter having a pore size of 5 ⁇ m.
  • the lens base material obtained by the method described in Reference Example 1 was added to 20 mL of the alkaline processing liquid in the screw tube while stirring the alkaline processing liquid, and stirred at 60 ° C. for 1 hour.
  • the lens was taken out from the alkali treatment solution and rinsed 3 times with RO water.
  • the lens was left on a “Teflon (registered trademark)” punching sheet in a convex state and heated at 100 ° C. for 20 minutes.
  • the heated lens was lightly washed with RO water, then immersed in a phosphate buffer in a vial, steam sterilized (121 ° C., 30 minutes), and the effect of surface treatment was examined by the above analysis and evaluation method. .
  • Example 2 A sample was prepared in the same manner as in Example 1 except that the molar ratio of TSPA (monomer B) to be used for copolymerization with respect to all monomers at the time of preparation of the hydrophilic copolymer was changed as shown in Table 1. Evaluation was performed.
  • Example 7 A sample was prepared and analyzed in the same manner as in Example 1 except that 2 mol% of N, N-dimethylacrylamide used in the copolymerization of Example 1 was replaced with Blemmer PME-400 (manufactured by NOF Corporation). And evaluated.
  • the copolymerization ratio of the monomer B in the monomer contained in the hydrophilic copolymer as a constituent component of copolymerization is preferably 1 to 40 mol%, more preferably 1 to 20 mol%, still more preferably 1 to 10 mol%, It was confirmed that 3 to 10 mol% was most preferable. Furthermore, the slipperiness was further improved by copolymerizing a monomer having methoxypolyethylene glycol in the side chain as a third component.
  • Example 2 Coating by silane coupling reaction was performed in the same manner as in Example 1 except that the hydrophilic copolymer was poly (N, N-dimethylacrylamide). Due to physical adsorption of poly (N, N-dimethylacrylamide), a hydrophilic copolymer, to the device surface, water wettability and dynamic friction coefficient temporarily showed good values. Since it does not have a silyl group, a condensation reaction does not occur between the substrate surface and the hydrophilic copolymer, and it is not fixed by a covalent bond. Therefore, it turned out that it was not the surface treatment method which returned to the same slipperiness as the original base material in the stage which completed 7 times of scrubbing, and has sufficient durability. In addition, the anti-lipid adhesion was not sufficient.
  • Example 3 Coating was performed in the same manner as in Example 1 except that surface treatment was performed using LAMBIC-771W manufactured by Osaka Organic Chemical Industry.
  • the product is a hydrophilic copolymer having a hydrolyzable silyl group at the end, which is used as an antifogging agent for bathroom mirrors, etc., but when the coating is different from the hydrophilic copolymer according to the present invention, the product is provided by the manufacturer. Processing was performed according to the method described in the instructions. Although the water wettability and the dynamic friction coefficient were greatly improved, the slipperiness was not sufficient from the initial state.
  • the surface treatment method returned to the same level of slipperiness as that of the original substrate after the 7th scrubbing, and was not a surface treatment method with sufficient durability.
  • the anti-lipid adhesion was not sufficient. Therefore, even if it has a hydrolyzable silyl group only at the terminal, it was confirmed that the durability is not sufficient, and it is important that bonding at a plurality of points is possible as in the present invention.
  • Example 4 The lens substrate obtained by the method described in Reference Example 1 was subjected to surface treatment by the method described in Example 1 of JP-A-52-84258.
  • the water wettability and the dynamic friction coefficient were almost the same as before the treatment, and the slipperiness was almost unchanged, and it was not an effective surface treatment method.
  • the anti-lipid adhesion was equivalent to that of the original base material and was not sufficient.
  • the present invention can be used for devices that are used in contact with blood or other body fluids. Suitable 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. Can be mentioned. Particularly suitable for ophthalmic lenses. Examples of the ophthalmic lens include a contact lens such as a soft contact lens, a hard contact lens, and a hybrid contact lens, a scleral lens, an intraocular lens, an artificial cornea, a corneal inlay, a corneal onlay, and an eyeglass lens. Among them, it is suitable for a contact lens and particularly suitable for a soft contact lens.

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Abstract

　本発明は、水濡れ性、防汚性、易滑性に優れ、しかもこれらの表面特性が長期にわたって持続可能なメディカルデバイスを提供すること、また、本発明は、かかるメディカルデバイスを、基材変形を誘発することなく、簡便なプロセスで安価に製造する方法を提供することを目的とする。　上記目的を達成するための本発明の構成は以下のとおりである。すなわち、加水分解性シリル基の縮合反応により、該加水分解性シリル基を有する親水性コポリマーを少なくともメディカルデバイスの表面の一部に結合させてなる、表面特性の優れたメディカルデバイス、およびその製造方法である。

Description

メディカルデバイス、メディカルデバイスの製造方法及びメディカルデバイス用表面処理液
　本発明は、親水性表面を有するメディカルデバイス、メディカルデバイスの製造方法及びメディカルデバイス用表面処理液に関する。詳しくは親水性（水濡れ性）、防汚性（抗脂質付着性）、易滑性（潤滑性）に優れ、その効果が剥離や磨耗によって失われにくい表面を有するメディカルデバイス、メディカルデバイスの製造方法及びメディカルデバイス用表面処理液に関するものである。本発明のメディカルデバイス、メディカルデバイスの製造方法、メディカルデバイス用表面処理液は、特に、コンタクトレンズや眼内レンズ、あるいはカテーテルやステント、人工腎臓等のメディカルデバイスに好適である。
　人体の一部と直接接触するメディカルデバイスはよく知られており、その表面は生体適合性を有する必要がある。生体適合性の発現には水、タンパク質、脂質などの物質の付着が制御されていることが重要であり、表面の化学的修飾が有用であることが知られている。
　メディカルデバイスの１つとして、ソフトコンタクトレンズが例示される。近年ケイ素やフッ素を含有する化合物を用いた、高酸素透過性を有するソフトコンタクトレンズが利用されている。特に低含水性および非含水性のソフトコンタクトレンズは高い酸素透過性を有する点で優れているが、レンズ表面の疎水性を改善するために表面の親水化処理を施すことが必須で、表面に水濡れ性を付与することが重要である。水濡れ性が不足するとコンタクトレンズの角膜への貼りつきが起こり、装用感の悪化、さらには角膜を傷つけることにより眼病のリスクが高まる恐れがある。
　また、従来の技術では親水化処理層の剥離や被覆不足によって基材表面が露出し、レンズ表面と角膜やまぶた間の摩擦増大によって装用感が悪くなるという問題があった。
　さらに、レンズ基材自体が疎水性であるために、タンパク質や脂質などの生体由来の分子の付着によって汚染されやすく、眼病のリスクも高くなりやすかった。
　以上の様に、メディカルデバイスの表面の処理に際しては、表面改質による水濡れ性と易滑性の付与に加え、生体由来分子の付着性の制御も重要である。
　メディカル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、特に低含水性および非含水性ソフトコンタクトレンズの表面を親水化させる方法として、表面に親水性モノマーをグラフト重合することにより表面を親水化する方法（特許文献１及び２）、ラジカル反応性基を有する親水性重合体で内表面を被覆した型中で、疎水性重合体を形成するのに必要な単量体混合物を型と接触させて重合し、親水性重合体表面を形成する方法（特許文献３）が知られている。
　しかしながら、特許文献１及び２に記載の表面処理法では、形成される表面処理層が薄く、またレンズ基材との密着強度が小さいために耐久性に劣り、元の濡れ性に戻ってしまうという欠点を有している。また、特許文献３に記載の表面処理法では、疎水性重合体表面上に均一な親水性重合体表面を形成しにくく、またレンズ基材との密着強度が小さいために耐久性に劣り、元の濡れ性に戻ってしまうという欠点を有している。
　したがって、十分な水濡れ性と易滑性を有し、生体由来分子の付着が制御され、日常的に使用することが可能なほどの耐久性を有し、かつ光学的に透明な、親水性表面を有するコンタクトレンズを提供することが望ましい。このような表面処理されたレンズは、実際の使用に際して装用感が快適であり、そして角膜に対する刺激又は他の有害な影響を有することなく、レンズの長時間の装着を可能にする。かかるレンズの経済的かつ商業的な製造が実現可能であるならば一層望ましい。
　この様に優れた特性を有する材料は、眼用レンズのみならず、人工腎臓、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、皮膚用材料又は薬剤担体などに例示されるメディカルデバイスの材料への利用にも好適である。
　一方、表面特性を長期にわたって持続させる手法として、加水分解性シリル基（シランカップリング剤）を用いて化学的に結合する方法が知られている。加水分解性シリル基を利用した表面改質方法に用いられる表面改質剤は、浴室のミラーや太陽熱発電パネルなどの防曇剤としても利用される（特許文献４～６）。しかしながら、表面改質剤は有機溶媒や無機微粒子等を含むこともあるためにガラスなどの硬質な材料に容易に適用できる一方、メディカルデバイスなどの軟質な材料、特に有機溶媒で膨潤しやすいソフトコンタクトレンズなどには適用しにくいものであった。
　加水分解性シリル基を用いた軟質材料の表面改質方法として、特許文献７～９が例示される。
　特許文献７では、シリコーンからなるレンズ基材をアルカリ溶液で処理した後、重合性基を有する加水分解性シリル基と重合性の親水性モノマーと重合開始剤を含んだアルコール溶液中で撹拌し、表面に親水性被膜を形成させる方法が記載されている。
　特許文献８では末端に加水分解性アルコキシシランを有する疎水性－親水性ブロックポリマーを用いた眼用レンズ表面用コーティング剤について記載されている。
　特許文献９では低分子のシランカップリング剤を用いてコンタクトレンズを含むデバイス表面を処理した後、親水性ポリマーを反応させる方法が記載されている。ここではデバイス表面にシランカップリング剤を反応させるステップ、次いで所望の親水性ポリマーと反応させるステップを経て親水性ポリマーをデバイス表面に被覆している。
特開平２－２７８２２４号公報 特開平４－３１６０１３号公報 特開平２－１２４５２３号公報 特開２０１１－２３６４０３号公報 特開２０１２－００８１６６号公報 国際公開第２０１１／０８７１０４号 特開昭５２－０８４２５８号公報 特許第４８３２９１０号公報 特開２０００－１３７１９５号公報
　上記表面処理された層の耐久性の向上については、プラズマ表面処理が利用されることもある。しかしながら、一般的にその効果は一時的なものに過ぎず、表面特性を維持することが困難であった。
　また、特許文献７に記載の方法については、本発明者らの検討によれば、十分な量の親水性被膜が形成されず、表面易滑性や抗脂質汚染性も不十分であった。また、モノマー等の有機小分子が基材内部に残留したり、基材の変形を誘発したりする懸念もあった。
　さらに、特許文献８に記載の眼用レンズ用表面コーティング剤は、耐久性が十分とは言えなかった。これは、前記表面コーティング剤が、ブロックコポリマー鎖の末端１点のみで眼用レンズに結合されるものであったためと考えられる。また、疎水性ブロックを有している為にポリマーの溶剤が限定され、有機溶媒を用いると基材の膨潤、変形を誘発する可能性があるという問題があるなど、汎用性の高い方法ではなかった。
　そして、特許文献９に記載の方法は、残存する有機官能基の毒性や、用いる親水性ポリマーの種類によってその都度反応を最適化する必要があり、工程が煩雑になるという問題があった。
　そこで本発明は、水濡れ性、防汚性、易滑性に優れ、しかもこれらの表面特性が長期にわたって持続可能なメディカルデバイスを提供することを目的とする。また、本発明は、かかるメディカルデバイスを、基材変形を誘発することなく、簡便なプロセスで安価に製造する方法を提供することを目的とする。また、本発明は、かかるメディカルデバイスを製造するためのメディカルデバイス用表面処理液を提供することを目的とする。
　上記の目標を達成するために、本発明は下記の構成を有する。
（１）下記（ｉ）～（ｉｉｉ）からなる群における一つ以上を、表面上及び／又は表面内の少なくとも一部に有する、メディカルデバイス。
（ｉ）１種類以上のモノマーＡと１種類以上のモノマーＢとを共重合の構成成分として含む親水性コポリマー
（ｉｉ）前記親水性コポリマーの加水分解物
（ｉｉｉ）前記親水性コポリマーの、メディカルデバイス基材または前記親水性コポリマーとの縮合物
　ここで、
　モノマーＡ：加水分解性シリル基を有さず、アミド構造を有するモノマー
　モノマーＢ：ビニル構造とアミド構造とが直接結合した構造と、加水分解性シリル基と、を有するモノマー
（２）前記親水性コポリマーの質量平均分子量が１０万～１千万である、上記（１）に記載のメディカルデバイス。
（３）前記親水性コポリマーに共重合の構成成分として含まれるモノマー中の１～４０モル％が前記モノマーＢである、上記（１）又は（２）に記載のメディカルデバイス。
（４）前記モノマーＡが下記式（ａ１）又は（ａ２）で表される構造からなる、上記（１）～（３）のいずれかに記載のメディカルデバイス。
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000004
式（ａ１）、（ａ２）中、
　Ｒ１及びＲ４は水素原子又はメチル基を表し、
　Ｒ２及びＲ３はそれぞれ独立に水素原子又は有機基を表し、
　Ｒ５及びＲ６はそれぞれ独立に炭素数１～１０の１価の有機基を表す。Ｒ５及びＲ６は結合を介して互いに環を形成していてもよい。
（５）前記親水性コポリマーに共重合の構成成分として含まれるモノマーＢが、下記式（ｂ）で表される構造からなる、上記（１）～（４）のいずれかに記載のメディカルデバイス。
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000005
式（ｂ）中、
　Ｒ７は水素原子又はメチル基を表し、
　Ｒ８及びＲ９はそれぞれ独立に炭素数１～４のアルキル基を表し、
　ｎは０～２の整数を表し、
　Ｌは単結合又は炭素数１～１００の有機基を表す。
（６）前記親水性コポリマーに共重合の構成成分として含まれるモノマーＢが、下記式（ｃ）で表される構造からなる、上記（５）に記載のメディカルデバイス。
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000006
式（ｃ）中、
　Ｒ７は水素原子又はメチル基を表し、
　Ｒ８及びＲ９はそれぞれ独立に炭素数１～４のアルキル基を表し、
　ｍは１～８の整数を表し、ｎは０～２の整数を表す。
（７）前記親水性コポリマーの少なくとも一部は、前記加水分解性シリル基が縮合される官能基の一方である縮合反応により、表面上もしくは表面内の少なくとも一部に結合している、上記（１）～（６）のいずれかに記載のメディカルデバイス。
（８）眼用レンズである、上記（１）～（７）のいずれかに記載のメディカルデバイス。
（９）１種類以上の下記モノマーＡと１種類以上の下記モノマーＢとを含む重合原液を共重合して得られる親水性コポリマーを含む表面処理液を、メディカルデバイス基材の表面の少なくとも一部に接触させた後、
　共重合の構成成分として含まれるモノマーＢの加水分解性シリル基を縮合反応の一方である官能基として縮合反応を起こさせることにより、前記親水性コポリマーを表面上及び／又は表面内の少なくとも一部に結合せしめる工程を含む、メディカルデバイスの製造方法。
　モノマーＡ：加水分解性シリル基を有さず、アミド構造を有するモノマー
　モノマーＢ：ビニル構造とアミド構造が直接結合した構造と、加水分解性シリル基と、を有するモノマー
（１０）下記（ｉ）～（ｉｉｉ）からなる群における一つ以上を含む、メディカルデバイス用表面処理液。
（ｉ）１種類以上のモノマーＡと１種類以上のモノマーＢとを共重合の構成成分として含む親水性コポリマー
（ｉｉ）前記親水性コポリマーの加水分解物
（ｉｉｉ）前記親水性コポリマーの、メディカルデバイス基材または前記親水性コポリマーとの縮合物
　ここで、
　モノマーＡ：加水分解性シリル基を有さず、アミド構造を有するモノマー
　モノマーＢ：ビニル構造とアミド構造とが直接結合した構造と、加水分解性シリル基と、を有するモノマー
　本発明のメディカルデバイスは、水濡れ性、防汚性、易滑性に優れ、しかもこれらの表面特性が長期にわたって持続可能なメディカルデバイスである。また、本発明のメディカルデバイスの製造方法により、かかるメディカルデバイスを、基材変形を誘発することなく、簡便なプロセスで安価に製造することができる。また、本発明のメディカルデバイス用表面処理液により、かかるメディカルデバイスを製造することができる。
　本発明のメディカルデバイスは、下記（ｉ）～（ｉｉｉ）からなる群における一つ以上を、表面上及び／又は表面内の少なくとも一部に有する。
（ｉ）１種類以上のモノマーＡと１種類以上のモノマーＢとを共重合の構成成分として含む親水性コポリマー
（ｉｉ）前記親水性コポリマーの加水分解物
（ｉｉｉ）前記親水性コポリマーの、メディカルデバイス基材または前記親水性コポリマーとの縮合物
　ここで、
　モノマーＡ：加水分解性シリル基を有さず、アミド構造を有するモノマー
　モノマーＢ：ビニル構造とアミド構造とが直接結合した構造と、加水分解性シリル基と、を有するモノマー。
　本発明に係る親水性コポリマーは、共重合の構成成分として上記のモノマーＡ及びモノマーＢをそれぞれ１種類以上含む。本発明において、ポリマーまたはコポリマーが、あるモノマーを「共重合の構成成分として」含むとは、当該ポリマーまたはコポリマー中に当該モノマーが未重合の状態で含まれることを表すのではなく、当該ポリマーまたはコポリマー中に当該モノマーを重合したときに得られる構造が含まれることを表す。
　本発明に係るメディカルデバイスは、かかる（ｉ）親水性コポリマー、（ｉｉ）前記親水性コポリマーの加水分解物、および（ｉｉｉ）前記親水性コポリマーの、メディカルデバイス基材または前記親水性コポリマーとの縮合物からなる群における一つ以上（以下、総称して親水性コポリマー由来物ということがある）を、表面上もしくは表面内（以下、単に「表面」ということがある）、又は表面上及び表面内の両方に有するものである。本発明において、親水性コポリマーの加水分解物とは、本発明に係る親水性コポリマーの加水分解性シリル基の少なくとも一つがシラノール（Ｓｉ－ＯＨ）になったものをいう。また、親水性コポリマーの、メディカルデバイス基材または親水性コポリマーとの縮合物（以下、親水性コポリマーの縮合物ということがある）とは、親水性コポリマーの加水分解性シリル基の少なくとも一つが、メディカルデバイス基材または親水性コポリマーと縮合反応したものをいう。親水性コポリマーのメディカルデバイス基材との縮合物とは、親水性コポリマーがメディカルデバイス基材を構成する分子と結合してなる縮合物をいい、親水性コポリマーとメディカルデバイス基材とが縮合反応した生成物の、親水性コポリマーに由来する部分を指し、メディカルデバイス基材に由来する部分は含まない。また、親水性コポリマーの、親水性コポリマーとの縮合物は、親水性コポリマー分子内で縮合反応したものであっても、親水性コポリマーの分子間、すなわち親水性コポリマーと他の親水性コポリマーと縮合反応したものであってもよい。
　上記表面の全てを親水性コポリマー由来物が覆う必要はなく、表面の少なくとも一部に有するものである。ただし、一般的には、生体（患者）に接触する部位については、その表面の全てに親水性コポリマー由来物を有することが好ましい。
　上記親水性コポリマーの少なくとも一部は、後述のとおり、前記加水分解性シリル基が縮合される官能基の一方である縮合反応により、デバイス表面に結合することが好ましい。デバイス表面が多孔質構造である等、表面に微小の孔や空洞が存在する場合は、デバイス表面内、すなわち、表面から内部の表面近傍にかけて親水性コポリマー由来物が存在している。
　本発明において、親水性コポリマーとは、下記（Ｄ－１）及び（Ｄ－２）のいずれかもしくは両方に該当するものである。
　（Ｄ－１）２０℃で、１００ｇの水に１ｇ以上溶解するコポリマー。
　（Ｄ－２）コポリマーを構成する複数種類のモノマーの構造単位のうち、親水性モノマーからなる構造単位が１０モル％以上であるコポリマー。
　上記（Ｄ－２）に関し、親水性コポリマーは、親水性コポリマーを構成する複数種類のモノマーの構造単位のうち、親水性モノマーからなる構造単位が１５モル％以上含まれているものが好ましく、２０モル％以上含まれているものがより好ましく、良好な水濡れ性が得られるという観点から、３０モル％以上含まれているものがより好ましく、５０モル％以上含まれているものがさらに好ましい。
　また、本発明において、親水性モノマーとは、２０℃の水１００ｇに１ｇ以上溶解するものを意味し、１０ｇ以上溶解するものが好ましく、５０ｇ以上溶解するものがより好ましく、１００ｇ以上溶解するものがさらに好ましく、水と親水性モノマーが層分離することなく任意の割合で混和し得るものが一層好ましい。
　上記モノマーＡ、モノマーＢとしては親水性モノマーが好ましいが、必ずしも親水性モノマーでなくてもよく、コポリマーとして親水性であればよい。
　本発明に係る親水性コポリマーを構成するモノマーとしては、モノマーＡ、モノマーＢその他のモノマーに限らず、ビニル構造を有するものが好ましい。
　本発明においてビニル構造とは、Ｃ＝Ｃで表される部分構造を指す。但し該部分構造が芳香族環の一部を構成する場合を除く。
　また、本発明において重合性基とは、重合反応に関与する官能基を指し、プロトン性溶媒を用いることができるという観点からラジカル重合可能な官能基が好ましい。好ましい重合性基の例としては、ビニル基、アリル基、（メタ）アクリロイルオキシ基、（メタ）アクリルアミド基、α－アルコキシメチルアクリロイルオキシ基、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、又は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）アクリルアミド基又は（メタ）アクリロイルオキシ基が最も好ましい。
　なお、本明細書において（メタ）アクリロイルオキシという語はメタクリロイルオキシ及びアクリロイルオキシの両方を表すものである。（メタ）アクリルアミドについても、同様に解釈できる。
　本発明におけるモノマーＡは、加水分解性シリル基を有さず、アミド構造を有するモノマーであるが、親水性を有することが好ましい。
　上記加水分解性シリル基については後述する通りであり、モノマーＡはこれを分子構造内に含まないものであるが、後述するモノマーＢ（加水分解性シリル基を有する）とモノマーＡとを区別するために当該要件を設けたものである。
　本発明において、上記「アミド構造」とは、下記式（ａ）で表される構造を言う。したがって、例えば、アミド化合物、イミド化合物、尿素化合物、及びこれらの誘導体はアミド構造を有する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000007
　アミド結合はエステル結合などと比べて加水分解されにくく、優れた耐久性を発現することができ、例えば蒸気滅菌の様な過酷な環境下においてもポリマー構造の一部の分解、脱離、変質などを抑制することが期待できる。
　なお、分子構造中にアミド構造が存在していたとしても、それがケイ素原子に直接に結合している場合は、加水分解性シリル基に該当するので、モノマーＡとはみなさない。
　また、上記モノマーＡとしては、下記式（ａ１）又は（ａ２）で表される構造を有することが好ましい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000008
　式（ａ１）、（ａ２）中、Ｒ１及びＲ４は水素原子又はメチル基を表す。
　Ｒ２及びＲ３はそれぞれ独立に水素原子又は有機基を表す。Ｒ２及びＲ３の好適な具体例は、それぞれ独立に、水素原子、メチル基、エチル基、プロピル基及びイソプロピル基であるが、これらの中で親水性コポリマーに良好な水濡れ性と易滑性を与えるという観点から、さらに好ましいのは、水素原子又はメチル基であり、最も好ましいのはメチル基である。
　Ｒ５及びＲ６はそれぞれ独立に炭素数１～１０の１価の有機基を表す。好ましくは炭素数１～８のアルキル基であり、分枝状でも直鎖状でもよい。また、Ｒ５とＲ６は結合を介して互いに環を形成していてもよい。互いに環を形成する場合の好適な例として、－Ｒ５－Ｒ６－がエチレン基、プロピレン基、ブチレン基、ペンチレン基、ヘキシレン基であるもの等が挙げられる。これらのうち、形成される環の安定性の点で好ましいのはブチレン基、ペンチレン基である。
　また、上記モノマーＡは具体的な構造として下記一般式（ａ３）～（ａ７）の構造を有していてもよく、この内、合成の容易さから下記式（ａ５）の構造を含むことが好ましい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000009
　一般式（ａ３）～（ａ７）中、ＲＨはＨ又はメチル基を表し、ＸはＯ、又はＮＨを表し、Ｌ１、Ｌ２はそれぞれ独立に炭素数１～２０の２価の有機基を表す。より好ましくは炭素数１～１０のアルキレン基もしくはアリーレン基である。その好適な例として、メチレン基、エチレン基、プロピレン基、ブチレン基、ペンチレン基、オクチレン基、デシレン基又はフェニレン基などが挙げられる。上記アルキレン基、アリーレン基は分岐状であっても直鎖状であってもよく、環状の構造を含んでいてもよい。
　上記モノマーＡについて、好適な種類としては、（メタ）アクリルアミド類、Ｎ－ビニルカルボン酸アミド類、環状Ｎ－ビニルラクタム類、環状Ｎ－ビニルピリジン類又はＮ－ビニルイミダゾール類が挙げられる。特に、後述のモノマーＢとの共重合において、重合速度が速く均質な組成のポリマーを得やすいという観点から、（メタ）アクリルアミド類が好ましい。
　上記モノマーＡの好適な具体例としては、アクリルアミド、Ｎ－メチルアクリルアミド、Ｎ－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，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，Ｎ－ジイソプロピルアクリルアミド、アクリロイルモルホリン、ダイアセトンアクリルアミド、Ｎ－ビニルホルムアミド、Ｎ－ビニルアセトアミド、Ｎ－ビニル－Ｎ－メチルアセトアミド、Ｎ－ビニルピロリドン、Ｎ－ビニル－２－ピペリドン、Ｎ－ビニル－２－カプロラクタム、Ｎ－ビニル－３－メチル－２－カプロラクタム、Ｎ－ビニル－４－メチル－２－カプロラクタム等が挙げられる。
　これらの中でも、水濡れ性と易滑性に優れた親水ポリマーが得られるという観点から、
Ｎ－メチルアクリルアミド、Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド、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、Ｎ－ビニル－Ｎ－メチルアセトアミドがさらに好ましい。これらは単独でも２種類以上を組み合わせて用いてもよい。
　本発明におけるモノマーＢにおいては、加水分解性シリル基が、基材表面と化学的に結合し、コポリマーの基材表面との密着性を高め、剥離しにくくする役割を担う。上述の様に、アミド結合はエステル結合等と比較して加水分解耐性に優れていることから、親水性コポリマーの効能を長期にわたって維持させるために重要である。
　本発明に係る加水分解性シリル基とは、ケイ素原子一つあたりに１～３個の加水分解性基が他の原子を介さず結合されてなるものであり、ここで、加水分解性シリル基における加水分解性基とは、水と反応させた時にシラノール（Ｓｉ－ＯＨ）を生成するものを指す。かかる加水分解性基としては、例えば、ハロゲン基、メトキシ基、エトキシ基、プロピルオキシ基、イソプロピルオキシ基、ブトキシ基等のアルコキシ基、オキシム基、フェニルオキシ基、ベンジルオキシ基、アシルオキシ基、ケトキシメート基、アミノ基、アミド基、酸アミド基、アミノオキシ基、チオアルコキシ基、アルケニルオキシ基などが好ましい例として挙げられ、入手の容易さから、ハロゲン基、アルコキシ基が特に好ましく、反応性に富み、有害な副生成物を生じにくいという観点からアルコキシ基が最も好ましい。これらの加水分解性基は単独でも複数の種類を組み合わせて用いてもよい。
　加水分解性シリル基には、式Ｚ３－Ｓｉ－Ｌ－で示される構造のものを利用するのが好ましい。ここで、Ｌは有機基を表し、Ｚはハロゲン基又はアルコキシ基を有する加水分解性基であり、好ましくはクロロ基又はアルコキシ基を有する炭素数１～４の官能基であり、さらに好ましくはメトキシ基、エトキシ基である。３つのＺは同一の基であっても、異なる基の組み合わせであってもよい。
　本発明におけるモノマーＢは、上述の様にビニル構造を有し、さらにアミド構造を有しており、ビニル構造とアミド構造とが直接結合した構造を有している。ここで、ビニル構造の全てがアミド構造と直接結合していなくてもよく、アミド構造の全てがビニル構造と直接結合していなくてもよい。なお、本発明において、ビニル構造とアミド構造とが直接結合した構造とは、上記ビニル構造と上記アミド構造が他の原子を介さず結合している構造を意味する。
　前記親水性コポリマーに共重合の構成成分として含まれるモノマーＢは、下記式（ｂ）で表される構造からなることが好ましい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000010
　式（ｂ）中、Ｒ７は水素原子又はメチル基を表す。Ｒ８及びＲ９はそれぞれ独立に炭素数１～４のアルキル基を表す。ｎは０～２の整数を表す。Ｌは単結合又は炭素数１～１００の有機基を表す。
　式（ｂ）中のＬとしては、上述のように単結合又は、１～１００個の炭素原子を有する２価の有機基とすることができる。この２価の有機基は直鎖状でも分枝状でも環状構造を有してもよい。モノマーＡとの共重合性の良さという観点から、１～１０個の炭素原子を有する２価の有機基が好ましく、１～８個の炭素原子を有する２価の有機基がさらに好ましく、１～４個の炭素原子を有する２価の有機基が最も好ましい。
　また、式（ｂ）の構造を与えるモノマーを合成するに際して、Ｌの部分を構成するために用いる原料の選定については、ポリマー又はオリゴマーを利用して合成することができ、また、分子量に分布を有していてもよい。好ましくはＬがポリオキシアルキレン基となるものであり、より好ましくはポリエチレンオキサイド基又はポリプロピレンオキサイド基であり、モノマーＢの精製が容易であるという観点から、原料がジエチレングリコール、トリエチレングリコールであるものが最も好ましい。
　前記親水性コポリマーに共重合の構成成分として含まれるモノマーＢは、下記式（ｃ）で表される構造からなることがより好ましい。式（ｃ）で表される構造は、式（ｂ）中のＬが炭素数１～８のアルキレン基となった構造である。この場合、炭素数１～８のアルキレン基は、分岐状であっても直鎖状であってもよい。その好適な例として、メチレン基、エチレン基、プロピレン基、ブチレン基、ペンチレン基、オクチレン基又はデシレン基、フェニレン基などが挙げられ、親水性コポリマーの水溶性を損なわないという観点から、プロピレン基又はブチレン基が最も好ましい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000011
　式（ｃ）中、Ｒ７は水素原子又はメチル基を表す。Ｒ８及びＲ９はそれぞれ独立に炭素数１～４のアルキル基を示す。ｍは１～８の整数を表す。ｎは０～２の整数を表す。
　上記親水性コポリマーの質量平均分子量は、小さすぎると水濡れ性、易滑性、抗脂質付着性等の物性が十分に発現しにくくなり、大きすぎると重合時のゲル化や親水性コポリマーの溶液が高粘度化あるいはゲル化するために操作性が悪くなる場合があるといった問題が生じることから、１０万以上が好ましく、１５万以上がより好ましく、２０万以上がさらに好ましく、上限としては１０００万以下が好ましく、５００万以下がより好ましく、１００万以下がさらに好ましい。
　なお、メディカルデバイス基材表面に存在する加水分解性シリル基を有する親水性コポリマー由来物の化学構造（分子量を含む）の同定については、一例として、メタノリシスによりメトキシシランに分解し、ガスクロマトグラフィー、ガスクロマトグラフィー/質量分析法、或いは液体クロマトグラフィー、液体クロマトグラフィー/質量分析法などの種々の分析手法を適用して化学構造を解析することが可能である（例えば、特開２０１２－１８８３９８号公報に記載の方法を参照）。
　本発明に係る親水性コポリマーにおいて、共重合の構成成分として含まれるモノマー中のモノマーＢのモル分率が小さすぎると親水性コポリマーの剥離が起こりやすくなり、十分な耐久性が得られにくくなる。また、共重合の構成成分として含まれるモノマー中のモノマーＢのモル分率が大きすぎると重合時に親水性コポリマーがゲル化しやすくなる場合がある。また、親水性コポリマーを溶解した表面処理液がゲル化しやすくなる場合がある。また、分子内及び／又は分子間の架橋により親水性コポリマーが硬くなり、十分な易滑性が得られにくくなる場合がある。したがって、本発明に係る親水性コポリマーに共重合の構成成分として含まれるモノマー中のモノマーＢのモル分率としては、１モル％以上が好ましく、３モル％以上がより好ましく、一方で上限としては４０モル％以下が好ましく、２０モル％以下がより好ましく、１０モル％以下が最も好ましい。
　本発明に係る親水性コポリマーにおいて、共重合の構成成分として含まれるモノマー中のモノマーＢのモル分率は、後述のとおり、該親水性コポリマーの溶液のプロトン核磁気共鳴（ＮＭＲ）スペクトルを測定して得られる、各モノマーに対応するプロトンのピーク面積比から算出する。なお、メディカルデバイス基材表面に存在する親水性コポリマー、由来物の中に共重合の構成成分として含まれるモノマー中のモノマーＢのモル分率については、一例として、メタノリシスによりメトキシシランに分解し、得られる親水性コポリマーの溶液のプロトン核磁気共鳴スペクトルを測定することにより、算出することができる。また、メディカルデバイス基材表面に存在する親水性コポリマー由来物の中に共重合の構成成分として含まれるモノマー中のモノマーＢのモル分率は、通常、共重合後の親水性コポリマー中に共重合の構成成分として含まれるモノマー中のモノマーＢのモル分率と同じになる。ピーク同士が重なる等の理由でプロトン核磁気共鳴スペクトル測定によるモル分率の算出ができない場合は、元素分析や質量分析などの他の公知の方法によりモル分率を算出してもよい。
　また、本発明に係る親水性コポリマーは第３の成分として、前記モノマーＡ及び前記モノマーＢ以外のモノマーを重合して得られる構造を含んでも良い。第３の成分として好適な例として（メタ）アクリレート類が挙げられ、優れた易滑性が得られるという観点から、メトキシポリエチレングリコールモノ（メタ）アクリレート、ヒドロキシポリエチレングリコールモノ（メタ）アクリレートが好ましい。
　本発明に係る親水性コポリマーは、その末端一点のみではなく、ポリマー鎖中の複数の箇所にシランカップリング反応を起こし得る官能基が導入されているため、いわば多点での固定が可能になり、デバイス表面との密着性をより高めることができる。さらに、１ステップのシランカップリング反応により直接親水性層を基材に付与することも可能であり、かつ溶剤として水や多くのアルコールが使用できるため、簡便なプロセスで安価に基材の親水化が達成可能で、かつ、軟質基材の形状変化をも防ぐことができる。加えて、シランカップリング反応による表面固定方法を採用しているため、反応生成過程において生じた有機官能基の残存による生体への悪影響を排除することができ、安全性が高い。
　本発明におけるメディカルデバイスとは、医療用として使用され、患者と接触、又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、皮膚用材料又は薬剤担体などが例示される。眼用レンズには特に好適である。眼用レンズとしては、ソフトコンタクトレンズ、ハードコンタクトレンズ、ハイブリッドコンタクトレンズなどのコンタクトレンズ、強膜レンズ、眼内レンズ、人工角膜、角膜インレイ、角膜オンレイ、メガネレンズなどが挙げられる。中でも、コンタクトレンズには好適であり、ソフトコンタクトレンズには特に好適である。
　本発明におけるメディカルデバイスの基材としては、本発明の親水性コポリマーとの間に強固な密着性を得るために、ケイ素原子を含むことが好ましい。具体的には、ケイ素原子を基材に１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、２質量％以上が好ましく、５質量％以上がより好ましく、７質量％以上がさらに好ましく、１０質量％以上が最も好ましい。また、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ことがあるため、基材のケイ素原子含有率は、７０質量％以下が好ましく、６０質量％以下がより好ましく、５０質量％以下が最も好ましい。特にメディカルデバイスがコンタクトレンズ用途である場合には硬すぎない様にするため、３６質量％以下が好ましく、３０質量％以下がより好ましく、２６質量％以下がさらに好ましい。なお、上限値と下限値はどれとどれを組み合わせても良い。また、上記ケイ素原子は、シロキサニル基として存在してもよい。上記シロキサニル基と、末端に（メタ）アクリロイル基、（メタ）アクリロイルオキシ基、（メタ）アクリルアミド基等のラジカル重合可能な官能基とを有するモノマーを重合した化合物を好適に用いることができ、両末端にメタクリロイルオキシ基を有するポリジメチルシロキサン等のシロキサン化合物が例示される。かかるケイ素原子含有化合物に、Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミドなどの（メタ）アクリルアミド類、Ｎ－ビニルピロリドンなどのＮ－ビニルアミド類、２－ヒドロキシエチル（メタ）アクリレート、２－メトキシエチル（メタ）アクリレートなどのヒドロキシアルキル（メタ）アクリレート類およびそのアルキルエーテル類、ジエチレングリコールモノ（メタ）アクリレート、ジエチレングリコールモノ（メタ）アクリレートメチルエーテルなどのポリエチレングリコールモノ（メタ）アクリレート類およびそのメチルエーテル類等の親水性化合物、および必要に応じてポリエチレングリコールジ（メタ）アクリレートなどのジ（メタ）アクリレート類、Ｎ，Ｎ－メチレンビスアクリルアミド、多官能性（メタ）アクリレート等の架橋性化合物を混合し、共重合物を得て基材とすることもできる。また、メディカルデバイスを低含水性にする場合には、かかるケイ素原子含有化合物に、アクリル酸ブチルやアクリル酸エチルヘキシル等のアルキル（メタ）アクリレート類を混合し、共重合物を得て基材とすることもできる。
　本発明において軟質とは引張弾性率が１０ＭＰａ以下であることを意味する。特にメディカルデバイスがソフトコンタクトレンズである場合には、引張弾性率は、０．０１ＭＰａ以上が好ましく、０．１ＭＰａ以上がより好ましく、一方で５ＭＰａ以下が好ましく、３ＭＰａ以下がより好ましく、２ＭＰａ以下がさらに好ましく、１ＭＰａ以下がよりいっそう好ましく、０．６ＭＰａ以下が最も好ましい。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、ホウ酸緩衝液による湿潤状態の試料にて測定される。
　上記親水性コポリマーを重合によって得る場合においては、過酸化物やアゾ化合物に代表される熱重合開始剤又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、所望の反応溶媒に溶解し、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℃のアゾ系開始剤又は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、又は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又は混合して用いられる。重合開始剤の量は、得ようとする親水性コポリマーの目標分子量により適宜調整されるべきものであるが、少なすぎると重合が開始せず、多すぎると分子量が低くなりやすく、再結合停止が起こりやすくなって、所望の分子量のポリマーを得ることが困難であるため、重合原液に対し最大で５質量％までが好ましい。
　ここで、重合原液とはポリマーを重合する際のモノマーを含んだ反応溶液を指し、重合するモノマーと重合溶媒と重合開始剤を含む溶液を指す。この重合原液には連鎖移動剤を含んでも良い。
　重合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。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剤、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剤、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、パラフィンなどの各種脂肪族炭化水素系溶剤、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剤、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剤、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剤であり、これらは単独あるいは混合して使用することができる。これらの中で水、ｔｅｒｔ－ブタノール、ｔｅｒｔ－アミルアルコール、３，７－ジメチル－３－オクタノールはラジカル重合を阻害しにくい点でより好ましい。
　重合溶媒を使用する場合の重合原液におけるモノマー濃度は、低すぎると十分な分子量が得られず、高すぎると重合熱で暴走する危険性があることから、１０質量％～８０質量％が好ましく、１５質量％～６５質量％がより好ましく、２０質量％～５０質量％が最も好ましい。
　重合に際して、分子量の調整などの目的で連鎖移動剤を用いてもよい。本発明に係る親水性コポリマーの重合に用いられる連鎖移動剤の好適な例として、２－メルカプトエタノール、２－アミノエタンチオール、２－アミノエタンチオール塩酸塩又は２－チオプロピオン酸などが挙げられるが、本発明はかかる例示のみに限られるものではない。それらのうち、得られる連鎖移動剤末端の反応性の高さの点から２－メルカプトエタノール、２－アミノエタンチオール又は２－アミノエタンチオール塩酸塩がより好ましい。また、その使用量は、得ようとするポリマーの目標分子量によって適宜調整されるべきものであるが、多すぎると未反応の連鎖移動剤が系中に残存しやすくなることから、モノマーの混合物に対して０．０１モル％以上が好ましく、０．０５モル％以上がより好ましく、０．１モル％以上がさらに好ましく、上限としては５０モル％以下が好ましく、４０モル％以下がより好ましく、２５モル％がさらに好ましい。
　本発明のメディカルデバイスは、前記親水性コポリマーの少なくとも一部が、前記加水分解性シリル基が縮合される官能基の一方である縮合反応により、表面上もしくは表面内の少なくとも一部に結合していることが好ましい。
　本発明のメディカルデバイスでは、その基材表面の少なくとも一部が、１種又はそれ以上の上記加水分解性シリル基を反応に有効な量有している親水性コポリマーと反応してなることがさらに好ましい。「反応に有効な量」とは所望の親水性表面に変換するのに十分な加水分解性シリル基の量をいう。上記親水性コポリマーでメディカルデバイスの基材表面を処理することにより、基材に直接的に親水性を付与することが可能である。また、当該コポリマーは水溶性が高いため、水溶液としての添加が容易であり、上記特開２００９－１３７１９５号公報（特許文献９）に記載の方法のように、複数種類の溶媒を用いる必要はなく、不要な基材の形状変化が起きる懸念もない。
　上記親水性コポリマー中の加水分解性シリル基は、基材表面の構成官能基とのみでなく、当該シリル基同士が縮合反応（シランカップリング反応）により縮合していることが好ましい。かかる縮合反応により、基材表面に直接的に結合した加水分解性シリル基が他のシリル基と強固に結合することとなるため、親水性コポリマーのデバイス表面との結合はより強固となり、メディカルデバイスの優れた表面特性がより長期にわたって持続可能となる。かかる縮合反応は、加水分解性シリル基を直接、あるいはその加水分解物を経て縮合させることによって起こすことができる。かかる縮合反応が起こっているかどうかは、赤外分光光度分析、ＸＰＳ分析、あるいはこれらの組み合わせなどによって調べることができる。
　本発明のメディカルデバイスの製造方法は、１種類以上の下記モノマーＡと１種類以上の下記モノマーＢとを含む重合原液を共重合して得られる親水性コポリマーを含む表面処理液を、メディカルデバイス基材の表面の少なくとも一部に接触させた後、共重合の構成成分として含まれるモノマーＢの加水分解性シリル基を縮合反応の一方である官能基として縮合反応を起こさせることにより、前記親水性コポリマーを表面上及び／又は表面内の少なくとも一部に結合せしめる工程を含む。
　モノマーＡ：加水分解性シリル基を有さず、アミド構造を有するモノマー
　モノマーＢ：ビニル構造とアミド構造が直接結合した構造と、加水分解性シリル基と、を有するモノマー
　本発明のメディカルデバイスの製造方法の好ましい態様の１つは、下記工程１～工程４をこの順に含むものである。
＜工程１＞
１種類以上の下記モノマーＡと１種類以上の下記モノマーＢとを含む重合原液を共重合してなる親水性コポリマーを作成し、該親水性コポリマーを含有する表面処理液を調製する工程。
モノマーＡ：加水分解性シリル基を有さず、アミド構造を有するモノマー
モノマーＢ：ビニル構造とアミド構造とが直接結合した構造と、加水分解性シリル基と、を有するモノマー
＜工程２＞
表面処理対象となるメディカルデバイス基材表面の少なくとも一部と上記表面処理液を接触させる工程。
＜工程３＞
上記表面処理液に含まれる親水性コポリマーの加水分解性シリル基を、縮合される官能基の一方又は両方として、メディカルデバイスの表面の少なくとも一部を構成する官能基と縮合せしめる工程。
＜工程４＞
余剰なポリマー（主に親水性コポリマー）を洗浄除去する工程。
　上記の様に、メディカルデバイスの少なくとも一部と、加水分解性シリル基を有する親水性コポリマー（モノマーＡとモノマーＢとが共重合されてなるポリマー）とを反応させることにより、メディカルデバイス上に親水性コポリマーからなる層を形成することができる。工程４において、余剰の親水性コポリマーは十分に洗浄除去することが好ましい。上記表面処理液中に含まれる加水分解性シリル基、あるいはその加水分解物がメディカルデバイスの表面の少なくとも一部を構成する官能基と縮合反応して、架橋反応（シランカップリング反応）が起こることにより、表面処理液中の親水性コポリマーがメディカルデバイス表面と縮合すると考えられる。
　上記加水分解性シリル基を有する親水性コポリマーは、水溶液の形態で上記メディカルデバイス基材表面と反応させることが好ましい。但し、上記親水性コポリマーが水に溶解しにくい場合には、親水性コポリマーが溶解し得るアルコール等、例えばメタノール，エタノール又はプロパノール等、又はベンゼン、トルエン、ヘキサン等の有機溶媒を含む溶液を用いることもできる。
　本発明のメディカルデバイス用表面処理液は、下記（ｉ）～（ｉｉｉ）からなる群における一つ以上を含む。
（ｉ）１種類以上のモノマーＡと１種類以上のモノマーＢとを共重合の構成成分として含む親水性コポリマー
（ｉｉ）前記親水性コポリマーの加水分解物
（ｉｉｉ）前記親水性コポリマーの、メディカルデバイス基材または前記親水性コポリマーとの縮合物
　ここで、
　モノマーＡ：加水分解性シリル基を有さず、アミド構造を有するモノマー
　モノマーＢ：ビニル構造とアミド構造とが直接結合した構造と、加水分解性シリル基と、を有するモノマー
　本発明では、上記製造方法において用いられる表面処理液を含めて「メディカルデバイス用表面処理液」としており、すなわち、親水性コポリマー由来物を適切な液体に溶解した液体を指している。なお、本明細書において、メディカルデバイス用表面処理液を表面処理液と記載する場合がある。
　表面処理液中の加水分解性シリル基を有する親水性コポリマーの含有量は、基材表面の親水性の付与効果を充分に発現させるためには、０．０１ｍｇ／ｍＬ以上が好ましく、０．１ｍｇ／ｍＬ以上であることがより好ましく、さらに好ましいのは１ｍｇ／ｍＬ以上である。またメディカルデバイス基材表面に形成される表面処理層の外観（例えば透明性）が損なわれたり、表面処理液がゲル化したりするのを避けるためには、１００ｍｇ／ｍＬ以下が好ましく、５０ｍｇ／ｍＬ以下であることがより好ましい。さらに製造コストを下げる観点から、５ｍｇ／ｍＬ以下が一層好ましい。
　上記表面処理液をメディカルデバイス基材の表面に接触させて表面処理を施すことが好ましい。上記表面処理液をメディカルデバイス基材の表面に接触させる方法としては、たとえば浸漬法（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。なかでも表面処理液にレンズ基材を浸漬させる方法、表面処理液をメディカルデバイス基材に塗布する方法などが好ましく採用される。
　表面処理液にメディカルデバイス基材を浸漬させるには、たとえば適切な器に表面処理液を入れ、かかる表面処理液中にメディカルデバイス基材全体を充分に浸漬させるなどすればよい。この場合、表面処理液中の加水分解性シリル基が十分に基材に結合するためには、浸漬する時間は３０分以上が好ましく、より好ましいのは1時間以上、さらに好ましいのは２時間以上である。
　なお、上記表面処理液については、メディカルデバイス基材との接触、例えば基材を液中に浸漬する前に、攪拌しながら加水分解性シリル基の加水分解を行うなどの前処理を行ってもよい。
　なお、本発明においては、メディカルデバイス基材の表面への表面処理層の安定化という点から、表面処理液をメディカルデバイス基材の表面に接触させる前に、メディカルデバイス基材をあらかじめ酸処理、塩基処理又はプラズマ処理を行うことが好ましい。
　上記酸処理法とは、０．００１～１Ｍ程度の酸溶液中に、そのレンズ基材表面を浸漬させ、酸処理を施す方法である。たとえば塩酸、硫酸もしくは酢酸などの酸の溶液中にレンズ基材を浸漬させるなどの方法により行なえばよい。
　上記塩基（アルカリ）処理法とは、０．５～７．５Ｍ程度の塩基溶液中に、そのレンズ基材表面を浸漬させ、塩基処理を施す方法である。たとえば水酸化ナトリウム、水酸化カリウムもしくはアンモニアなどの塩基の溶液中にレンズ基材を浸漬させるなどの方法により行なえばよい。
　上記酸処理及びアルカリ処理に用いる溶液には、アルコールなどの水溶性の有機溶媒を含んでもよい。
　上記プラズマ処理とは、例えば酸素ガス及び/又は炭酸ガス、及び/又はアルゴンガス雰囲気中で行われるものであるが、これらに限られものではない。
　プラズマ処理において使用されるガスは、約０．０１～１．０トルクの圧力が好ましく、適切には、出力が約１００～１０００ワットの間、好ましくは２００～８００ワットの間、より好ましくは３００～５００ワットの間で処理するのが好ましい。
　プラズマ処理時間は、有効かつ効率的な製造のためには、片面につき２０秒以上、好ましくは片面につき３０秒以上、より好ましくは片面につき約６０秒～６００秒であり、最も好ましくは、片面につき約６０～３００秒処理することである。
　なお、プラズマ処理においてガスのフロー速度は、例えば、好ましくは１０～１００ｓｃｃｍ（Ｓｔａｎｄａｒｄ ｃｍ３／ｍｉｎ）、より好ましくは３０～１００ｓｃｃｍの流速が好ましい。
　また、前記のごとき前処理を施す前に、たとえばノニオン性界面活性剤や、アセトン、メタノール、エタノール、２－プロパノールなどの有機溶媒などでメディカルデバイス基材を洗浄しておくことが好ましい。また洗浄する際、超音波を併用してもよい。
　上記加水分解性シリル基を有する親水性コポリマーが上記メディカルデバイス基材表面と接触するときの温度については、０℃以上が好ましく、２０℃以上がより好ましく、２５℃がさらに好ましく、一方で、１５０℃以下が好ましく、１２０℃以下がより好ましく、８０℃以下がさらに好ましい。
　上記加水分解性シリル基の種類によっては、酸触媒又は塩基触媒を使用してもよい。
　上記酸触媒とは、たとえば酢酸が挙げられ、表面処理液中で０．１～２体積％程度の濃度が好ましい。
　上記塩基触媒とは、たとえば水酸化ナトリウム、アンモニアが挙げられ、表面処理液中で０．１～２体積％程度の濃度が好ましい。
　なお、本発明においては、上記シランカップリング反応を行なう前に、かかるシランカップリング反応をより充分に促進させるために、その表面に表面処理液が付着したレンズ基材を、たとえば室温、好ましくは６０℃以上、より好ましくは８０℃以上で３０分間～２４時間程度乾燥させることが好ましい。
　表面処理層が形成された表面処理レンズ基材は、たとえば蒸留水や有機溶媒などで十分に洗浄することが好ましい。
　かくして表面処理液をレンズ基材の表面に接触させて表面処理を施したのち、かかる接触によって付着した表面処理液をシランカップリング反応させることで、水濡れ性、易滑性、防汚性に優れ、剥離しにくい表面処理層を形成し長期に効能を維持することができる。
　本発明によって形成される表面処理層の厚さは、上記親水性コポリマー由来物がデバイス表面の上に存在する場合は、優れた表面特性が充分に発現されるようにするために、好ましくは０．００１μｍ以上、より好ましくは０．１μｍ以上であることが望ましく、また特にコンタクトレンズの様な実施態様において透明度を保持するためには、好ましくは５００μｍ以下、より好ましくは１００μｍ以下であることが望ましい。
　後述する数平均分子量とは、０．５Ｎの硝酸リチウムを含む水：メタノール＝１：１の混合液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。質量平均分子量及び分散度（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。
　本発明のメディカルデバイスは、水の静止接触角が１００度以下であることが好ましく、９０度以下がより好ましく、８０度以下がさらに好ましい。
　例えば本発明の実施態様がコンタクトレンズである場合には、装用者の角膜への貼り付きを防止する観点から静止接触角はより低いことが好ましく、６５度以下が好ましく、６０度以下がより好ましく、５５度以下がさらに好ましく、５０度以下が一層好ましく、４５度以下が最も好ましい。静止接触角はリン酸緩衝液による湿潤状態の試料にて、リン酸緩衝液に対して測定される。
　本発明のメディカルデバイスの生体への馴染みの良さ、及び体組織の表面に接触した際の動きを円滑にするという観点から、また特に本発明の態様がコンタクトレンズである場合は装用者の角膜への貼り付きを防止する観点から、メディカルデバイスの表面が優れた易滑性を有することが好ましい。
　易滑性を表す指標としては、本明細書の実施例に示した方法で測定される動摩擦係数が小さい方が好ましい。動摩擦係数が小さいほど摩擦力が小さく、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。動摩擦係数は、０．２以下が好ましく、０．１以下がより好ましく、０．０５以下がさらに好ましく、０．０２以下が最も好ましい。また、摩擦が極端に小さいと脱着用時の取扱が難しくなる傾向があるので、動摩擦係数は０．００１以上、好ましくは０．０１以上であることが好ましい。なお、動摩擦係数はリン酸緩衝液による湿潤状態の試料にてガラス面に対して測定される。
　本発明におけるメディカルデバイス表面の親水性コポリマー由来物の耐久性は、例えば手のひらの中央に窪みを作ってそこにサンプル（例えばコンタクトレンズ形状のもの）を置き、そこに所定の洗浄液を加えて、所定の方法で所定回数擦った後、サンプルをリン酸緩衝液中に浸漬した状態で、上記易滑性を判断することにより評価される。本発明の好ましい態様においては、親水性コポリマー由来物が共有結合によりレンズ基材表面に結合しているため、上述した擦り洗い処理を施した後でも、良好な水濡れ性と易滑性を有する。
　より具体的には、本発明のメディカルデバイスの好ましい態様では、メディカルデバイス基材表面の少なくとも一部に、親水性コポリマー由来物が結合している。より詳細には、当該加水分解性シリル基におけるケイ素原子がメディカルデバイス基材表面を構成する原子と反応し、反応の結果生成されたシロキサン結合を介して親水性基含有部分が基材表面にて共有結合している。これにより、メディカルデバイス表面に良好な水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、さらに共有結合により結合されているため、剥離耐久性がよい。
　本発明のメディカルデバイスの防汚性、特にタンパク質や脂質に対する抗付着性は、ムチン付着、脂質（パルミチン酸メチル）付着、及び人工涙液浸漬試験により、評価することができる。これらの評価による付着量が少ないものほど、装用感に優れるとともに、細菌繁殖リスクが低減されるために好ましい。ムチン付着量は５μｇ／ｃｍ２以下が好ましく、４μｇ／ｃｍ２以下がより好ましく、３μｇ／ｃｍ２以下が最も好ましい。抗脂質付着性は本明細書の実施例に記載された方法で評価することができ、白濁が無く透明であるのが好ましい。
　本発明のメディカルデバイスが眼用レンズなどの光学製品である場合には、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、又は、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。
　以下、実施例により本発明の実施例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。
　〈分析方法及び評価方法〉
　（１）親水性コポリマーの分子量測定
　島津製作所製　Ｐｒｏｍｉｎｅｎｃｅ　ＧＰＣシステムを用いて測定した。装置構成は以下の通りである。ポンプ：ＬＣ－２０ＡＤ、オートサンプラ：ＳＩＬ－２０ＡＨＴ、カラムオーブン：ＣＴＯ－２０Ａ、検出器：ＲＩＤ－１０Ａ、カラム：東ソー社製ＧＭＰＷＸＬ（内径７．８ｍｍ×３０ｃｍ、粒子径１３μｍ）。溶出溶媒として、水／メタノール＝１／１（０．１Ｎ硝酸リチウム添加）を使用し、流速：０．５ｍＬ／分、測定時間：３０分で測定した。サンプル濃度は０．２質量％とし、サンプル注入量を１００μＬとした。検量線はＡｇｉｌｅｎｔ社製ポリエチレンオキシド標準サンプル（０．１ｋＤ～１２５８ｋＤ）を用いて算出した。
　（２）親水性コポリマー中に共重合成分として含まれるモノマーＢのモル分率
　親水性コポリマー２ｍｇを重クロロホルム２ｍｌに溶解し、ＮＭＲサンプルチューブに入れてＮＭＲ測定を行った。モノマーＢに由来すると帰属されるピークのプロトン比と、それ以外のモノマーに由来すると帰属されるピークのプロトン比から、親水性コポリマー中に共重合成分として含まれるモノマー中のモノマーＢのモル分率を求めた。
　以下に実施例１を例に説明する。２．８～３．３ｐｐｍ間に認められるＮ，Ｎ－ジメチルアクリルアミドの二つのメチル基（６Ｈ）由来のピークとベースラインで囲まれた領域の面積をＳＡとし、当該ピークに含まれると帰属される１分子中のプロトン数をＮHAとした。実施例１においてはＮＨＡ＝６である。同様に、０．７～０．９ｐｐｍ間に認められるトリエトキシシリル基のＳｉ原子に隣接する炭素原子に結合した水素原子（２Ｈ）由来のピークとベースラインで囲まれた領域の面積をＳＢとし、当該ピークに含まれると帰属される１分子中のプロトン数をＮＨＢとした。実施例１においてはＮＨＢ＝２である。
　実施例１における親水性コポリマー中に共重合成分として含まれるモノマーＢのモル分率は次式によって求めた。（ＳＢ／ＮＨＢ）／｛（ＳＡ／ＮＨＡ）＋（ＳＢ／ＮＨＢ）｝
　実施例２～５も同じモノマーＡとモノマーＢの組み合わせであるため、同様にしてモノマーＢのモル分率を求めた。他のモノマーの組み合わせからなる共重合体の場合は適宜、適切なプロトン由来のピークを選択してモル分率を求めることができる。
　（３）易滑性及びその擦り洗い耐久性
　コンタクトレンズ形状の試験片を、室温でバイアル瓶中のリン酸緩衝液中に浸漬し、蒸気滅菌した。試験片をリン酸緩衝液から引き上げ、人指で５回擦った時の感応評価を下記５段階の評価により行って、０サイクルの易滑性とした。
　さらに、上記評価を行ったサンプルを、手のひらの中央における窪みに置き、洗浄液（日本アルコン株式会社製、“オプティフリー”（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回ずつ擦った後、よく水洗した。以上の操作を１サイクルとして、１４サイクル繰り返した。その後、サンプルを純水で洗浄し、リン酸緩衝液中に浸漬した。１サイクル目、７サイクル目及び１４サイクル目の感応評価を下記５段階の評価により行った。表１に０、１、７及び１４サイクルにおける評価結果を示す。
　　　５：非常に優れた易滑性がある。
　　　４：５と３の中間程度の易滑性がある。
　　　３：中程度の易滑性がある。
　　　２：易滑性がほとんど無い（３と１の中間程度）。
　　　１：易滑性が無い。
　（４）抗脂質付着性
　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。球冠形状（縁部の直径約１４ｍｍ、厚さ約０．１ｍｍ）のサンプルを１枚ずつバスケットに入れ、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、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（ライオン株式会社製“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蒸留水が入った１２ウェルプラスチックディッシュに入れ、冷蔵庫中で終夜静置した。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。
      ５：白濁が無く透明である。
      ４：白濁した部分がわずかにある。
      ３：白濁した部分が相当程度ある。
      ２：大部分が白濁している。
      １：全体が白濁している。
　（５）水の静止接触角
　静止接触角はＫＹＯＷＡ社製のＷＥＴ－６０００を使用し、液滴法により測定した。コンタクトレンズ基材及び表面処理したレンズ基材は、ＲＯ水に２４時間以上浸漬した。それぞれ、マイクロシリンジにて約１μＬの液滴（ＲＯ水）を接触させ、かかるレンズ表面と液滴との接する角度を接触角として測定した。
　（６）動摩擦係数
　カトーテック株式会社製摩擦感テスターＫＥ－ＳＥ－ＳＴＰを用いて測定した。ステージ上によく洗浄した清浄なガラス板を設置し、その上にコンタクトレンズ専用の測定用アダプターを用いてコンタクトレンズ３枚を円周上に等間隔に配置した。コンタクトレンズはリン酸緩衝液１４０μＬを液滴上でガラス面と接触させ、８７ｇの静荷重存在下、０．１ｍｍ／秒の速さで測定用アダプターを動かし、表面の動摩擦係数を測定した。
　（７）原子間力顕微鏡（ＡＦＭ）
　コンタクトレンズ表面の形態を研究するためにＡＦＭを利用した。島津製作社製ＷＥＴ－ＳＰＭ９５００Ｊ３型を用いて、ダイナミックモードにより空気中で５μｍ四方の範囲を測定した。得られたＡＦＭ像を付属ソフトで解析し、表面粗さ（Ｒｍｓ）を算出した。
　（参考例１）
　［基材の作成］
　成分ａとして以下の成分を混合し、よく撹拌した。
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）（５７．９質量部）
２－エチルヘキシルアクリレート（７質量部）
ジメチルアミノエチルアクリレート（０．１質量部）
重合性基を有する紫外線吸収剤（ＲＵＶＡ－９３、大塚化学）（０．５質量部）
着色剤Ｒｅａｃｔｉｖｅ　Ｂｌｕｅ２４６（０．０２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、０．５質量部）
ｔ－アミルアルコール（１０質量部）
　この成分ａの混合液に、成分ｂとして両末端にメタクリロイルオキシ基を有するポリジメチルシロキサン（ＦＭ７７２６、ＪＮＣ、質量平均分子量２９ｋＤ、数平均分子量２６ｋＤ）（２８質量部）及び片末端にメタクリロイルオキシ基を有するポリジメチルシロキサン（ＦＭ０７２１、ＪＮＣ、質量平均分子量５０００）（７質量部）を加え、よく混合し攪拌した。
　この混合物をメンブレンフィルター（０．４５μｍ）でろ過して不溶分を除いて重合原液を得た。この重合原液を透明樹脂（ベースカーブ側ポリプロピレン、フロントカーブ側ゼオノア）製のコンタクトレンズ用モールドに注入し、蛍光ランプ（東芝、ＦＬ－６Ｄ、昼光色、６Ｗ、４本）を用いて光照射（１．０１ｍＷ／ｃｍ２、２０分間）して重合した。重合後に、モールドごとイソプロピルアルコール中に浸漬して、８０℃で１時間加温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、イソプロピルアルコールに室温、３０分間浸漬した後、「テフロン（登録商標）」製のメッシュを敷いた清浄なプラスチック製容器に入れ乾燥した。得られたレンズ基材の縁部の直径は約１４ｍｍ、中心部の厚みは約０．０７ｍｍであった。
　（合成例１）
　［加水分解性シリル基を有するモノマーの合成例］
　窒素気流下、冷却管、滴下ロートを装着した３００ｍＬ三ツ口フラスコに、３－アミノプロピルトリエトキシシラン６６．４２ｇ（３００ｍｍｏｌ）、テトラヒドロフラン３００ｍＬを入れて－３０℃に冷却した。この溶液にトリエチルアミン６０ｍＬをゆっくりと加え、５分間撹拌させた後、アクリル酸クロリド２５ｍＬ(３０９ｍｍｏｌ)とテトラヒドロフラン５０ｍＬとの混合溶液を３０分かけて滴下し、さらに室温で５時間撹拌させた。この反応混合溶液に酢酸エチル１００ｍＬを加え、ハイフロスーパーセルを敷いた桐山ロートで吸引ろ過、濃縮した。得られた粗体について油拡散ポンプを用いて減圧蒸留で精製し、３７．７９ｇの目的物を得た。
　（実施例１）
　［親水性コポリマーの調製］
　５００ｍＬ三口フラスコにＮ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド（ＤＭＡ、和光純薬製、１８．８４ｇ、１９０．１ｍｍｏｌ）、重合開始剤として２，２’－アゾビス（２，４－ジメチルバレロニトリル）（ＡＤＶＮ、和光純薬製、５２．１ｍｇ、２１０μｍｏｌ）、合成例１で得られた化合物（ＴＳＰＡ、２．７５ｍｇ、９．９９ｍｍｏｌ）、ｔ－アミルアルコール（ＴＡＡ、東京化成工業株式会社製、５０．３８ｇ）を加え、デジタル温度計、三方コックを取り付けた冷却管、撹拌羽付きシーラーを装着した。超音波照射下、１０ｍｍＨｇまで吸引し窒素フラッシュするというサイクルを５回ほど繰り返して、混合溶液内の溶存酸素を除去した。続いてオイルバス上６０℃で撹拌させながら１時間半反応させ、急激な粘度上昇が観察されたところで反応容器をオイルバスから引き上げて空冷した。重合反応溶液にエタノール５０ｍＬを加えて撹拌し、粘度を下げてから、アセトン：ヘキサン＝１００ｍＬ：６００ｍＬ中へ注いでポリマーを沈殿させた。沈殿したポリマーをエタノール４０ｍＬに再溶解させ、アセトン：ヘキサン＝５０ｍＬ：５００ｍＬを注いで再沈殿させた。同様の操作を２回繰り返した後、真空乾燥機中で４０℃終夜加熱乾燥させた。乾燥させたポリマーは液体窒素を用いて凍結粉砕して粉末状にし、再び真空乾燥機で乾燥させた。得られたポリマー粉末の量は１５．３３ｇで、数平均分子量（Ｍｎ）＝１１７０００、質量平均分子量（Ｍｗ）＝４９６０００であり、収率８０％で目的物（親水性コポリマー）を得た。
　［表面処理液の調製］
　シリコーン基材を処理するアルカリ処理液として、４ｍｏｌ／Ｌ水酸化ナトリウム１０ｖ／ｖ％エタノール水溶液を調製した。表面処理液については、親水性コポリマーの粉末を蒸留水に溶解して２ｗｔ％水溶液を調製し、５μｍ孔径のメンブレンフィルターで加圧ろ過を行った。
　［シランカップリング反応によるコーティング］
　スクリュー管中のアルカリ処理液２０ｍＬに、このアルカリ処理液を撹拌しながら参考例１に記載の方法で得たレンズ基材を入れ、６０℃で１時間撹拌した。アルカリ処理液からレンズを取り出し、ＲＯ水で３回すすぎ洗いした。
　表面処理液をよく撹拌した後、表面処理液質量の１質量％の酢酸を添加した。
スクリュー管中の表面処理液２０ｍＬに、この表面処理液を撹拌しながらアルカリ処理したレンズを入れ、８０℃で１時間撹拌した。
　表面処理液からレンズを取り出し、余分な水分を除去後、「テフロン（登録商標）」パンチングシートの上に、レンズを上に凸の状態で静置し、１００℃で２０分加熱した。
加熱後のレンズを軽くＲＯ水で洗浄後、バイアル瓶中のリン酸緩衝液に浸漬し、蒸気滅菌（１２１℃、３０分）し、上記の分析及び評価方法で、表面処理の効果を調べた。
　（実施例２～６）
　共重合に供するＴＳＰＡ（モノマーＢ）の親水性コポリマー調製時の全モノマーに対するモル比を表１の通りに変更した以外は、実施例１と同様にしてサンプルを調製し、コーティングを行い、分析及び評価を行った。
　（実施例７）
　実施例１の共重合に供するＮ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド２モル％相当を、ブレンマーＰＭＥ－４００（日油株式会社製）に置換した以外は、実施例１と同様にしてサンプルを調製し、分析及び評価を行った。
　以上の実施例の結果を表１に示す。易滑性の向上の観点から、モノマーＢの親水性コポリマー調製時の全モノマーに対するモル比が２０モル％以上となると易滑性が比較的劣る傾向があることが分かった。親水性コポリマーの分子内及び／又は分子間の加水分解性シリル基の縮合反応によって架橋が形成されるために、表面特性の維持すなわち耐久性の観点から、モノマーＢは少なくとも１モル％以上あることが好ましく、３モル％以上の共重合比では初期の易滑性を十分に維持することが可能であることが確認できた。抗脂質付着性の観点からは、モノマーＢが３モル％以上共重合されていれば十分に脂質の付着が抑制される結果が得られた。
　総じて、親水性コポリマーに共重合の構成成分として含まれるモノマー中のモノマーＢの共重合比率は１～４０モル％が好ましく、１～２０モル％がより好ましく、１～１０モル％がさらに好ましく、３～１０モル％が最も好ましいと確認できた。さらに、第３の成分として、メトキシポリエチレングリコールを側鎖に有するモノマーを共重合することで、易滑性が更に向上した。
　（比較例１）
　参考例１に記載の方法で得たレンズ基材について、アルカリ処理による前処理のみを行い、加水分解性シリル基を有する親水性コポリマーと接触させなかった。この場合には、表面に親水性基が生じるため、水濡れ性と動摩擦係数は下がったものの、その効果は一時的であり、７回の擦り洗いを終えた段階で元の基材と同程度の易滑性に戻り、十分な耐久性を有する表面処理方法ではなかった。また、抗脂質付着性も十分とは言えなかった。
したがって、アルカリによる表面処理だけでは、十分に表面特性を維持できないことが確認できた。
　（比較例２）
　親水性コポリマーをポリ（Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド）にした以外は実施例１と同様にして、シランカップリング反応によるコーティングを行った。親水性コポリマーであるポリ（Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド）のデバイス表面への物理的吸着によって、一時的に水濡れ性と動摩擦係数は良好な値を示したが、上記親水性コポリマーが加水分解性シリル基を有さないため、基材表面と親水性コポリマー間で縮合反応が起きず、共有結合により固定されることがなかった。したがって、７回の擦り洗いを終えた段階で元の基材と同程度の易滑性に戻り、十分な耐久性を有する表面処理方法では無いことがわかった。また、抗脂質付着性も十分とは言えなかった。
　（比較例３）
　大阪有機化学工業製ＬＡＭＢＩＣ－７７１Ｗを用いて表面処理を行う以外は実施例１と同様にしてコーティングを行った。該製品は、浴室用ミラーなどの防曇剤として利用される、末端に加水分解性シリル基を有する親水性コポリマーであるが、本発明に係る親水性コポリマーとは異なるコーティングに際しては、製造元提供の説明書に記載の方法に従って処理を行った。水濡れ性と動摩擦係数は大きく改善されたが、易滑性は初期の状態から十分とは言えなかった。また、７回の擦り洗いを終えた段階で元の基材と同程度の易滑性に戻り、十分な耐久性を有する表面処理方法では無かった。また、抗脂質付着性も十分とは言えなかった。
したがって、末端のみに加水分解性シリル基を有していても耐久性が十分でなく、本発明のように複数点での結合が可能であることが重要であることが確認できた。
　（比較例４）
　参考例１に記載の方法で得たレンズ基材について、特開昭５２－８４２５８号公報の実施例１に記載の方法で表面処理を行った。水濡れ性と動摩擦係数は処理前と比較してほとんど変わらず易滑性もほぼ変化がなく、有効な表面処理方法では無かった。また、抗脂質付着性も元の基材と同等で、十分とは言えなかった。
　本発明は、血液やその他の体液と接触させて使用するデバイスに用いることができる。好適な例としては、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、皮膚用材料又は薬剤担体などが挙げられる。眼用レンズには特に好適である。眼用レンズとしては、ソフトコンタクトレンズ、ハードコンタクトレンズ、ハイブリッドコンタクトレンズなどのコンタクトレンズ、強膜レンズ、眼内レンズ、人工角膜、角膜インレイ、角膜オンレイ、メガネレンズなどが挙げられる。中でも、コンタクトレンズには好適であり、ソフトコンタクトレンズには特に好適である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000012

Claims (10)

  1. 　下記（ｉ）～（ｉｉｉ）からなる群における一つ以上を、表面上及び／又は表面内の少なくとも一部に有する、メディカルデバイス。
    （ｉ）１種類以上のモノマーＡと１種類以上のモノマーＢとを共重合の構成成分として含む親水性コポリマー
    （ｉｉ）前記親水性コポリマーの加水分解物
    （ｉｉｉ）前記親水性コポリマーの、メディカルデバイス基材または前記親水性コポリマーとの縮合物
    　ここで、
    　モノマーＡ：加水分解性シリル基を有さず、アミド構造を有するモノマー
    　モノマーＢ：ビニル構造とアミド構造とが直接結合した構造と、加水分解性シリル基と、を有するモノマー
  2. 　前記親水性コポリマーの質量平均分子量が１０万～１千万である、請求項１に記載のメディカルデバイス。
  3. 　前記親水性コポリマーに共重合の構成成分として含まれるモノマー中の１～４０モル％が前記モノマーＢである、請求項１又は２に記載のメディカルデバイス。
  4. 　前記モノマーＡが下記式（ａ１）又は（ａ２）で表される構造からなる、請求項１～３のいずれかに記載のメディカルデバイス。
    Figure JPOXMLDOC01-appb-C000001
     式（ａ１）、（ａ２）中、
    　Ｒ１及びＲ４は水素原子又はメチル基を表し、
    　Ｒ２及びＲ３はそれぞれ独立に水素原子又は有機基を表し、
    　Ｒ５及びＲ６はそれぞれ独立に炭素数１～１０の１価の有機基を表す。Ｒ５及びＲ６は結合を介して互いに環を形成していてもよい。
  5. 　前記親水性コポリマーに共重合の構成成分として含まれるモノマーＢが、下記式（ｂ）で表される構造からなる、請求項１～４のいずれかに記載のメディカルデバイス。
    Figure JPOXMLDOC01-appb-C000002
     式（ｂ）中、
    　Ｒ７は水素原子又はメチル基を表し、
    　Ｒ８及びＲ９はそれぞれ独立に炭素数１～４のアルキル基を表し、
    　ｎは０～２の整数を表し、
    　Ｌは単結合又は炭素数１～１００の有機基を表す。
  6. 　前記親水性コポリマーに共重合の構成成分として含まれるモノマーＢが、下記式（ｃ）で表される構造からなる、請求項５に記載のメディカルデバイス。
    Figure JPOXMLDOC01-appb-C000003
     式（ｃ）中、
    　Ｒ７は水素原子又はメチル基を表し、
    　Ｒ８及びＲ９はそれぞれ独立に炭素数１～４のアルキル基を表し、
    　ｍは１～８の整数を表し、ｎは０～２の整数を表す。
  7. 　前記親水性コポリマーの少なくとも一部は、前記加水分解性シリル基が縮合される官能基の一方である縮合反応により、表面上もしくは表面内の少なくとも一部に結合している、請求項１～６のいずれかに記載のメディカルデバイス。
  8. 　眼用レンズである、請求項１～７のいずれかに記載のメディカルデバイス。
  9. 　１種類以上の下記モノマーＡと１種類以上の下記モノマーＢとを含む重合原液を共重合して得られる親水性コポリマーを含む表面処理液を、メディカルデバイス基材の表面の少なくとも一部に接触させた後、
    　共重合の構成成分として含まれるモノマーＢの加水分解性シリル基を縮合反応の一方である官能基として縮合反応を起こさせることにより、前記親水性コポリマーを表面上及び／又は表面内の少なくとも一部に結合せしめる工程を含む、メディカルデバイスの製造方法。
    　モノマーＡ：加水分解性シリル基を有さず、アミド構造を有するモノマー
    　モノマーＢ：ビニル構造とアミド構造が直接結合した構造と、加水分解性シリル基と、を有するモノマー
  10. 　下記（ｉ）～（ｉｉｉ）からなる群における一つ以上を含む、メディカルデバイス用表面処理液。
    （ｉ）１種類以上のモノマーＡと１種類以上のモノマーＢとを共重合の構成成分として含む親水性コポリマー
    （ｉｉ）前記親水性コポリマーの加水分解物
    （ｉｉｉ）前記親水性コポリマーの、メディカルデバイス基材または前記親水性コポリマーとの縮合物
    　ここで、
    　モノマーＡ：加水分解性シリル基を有さず、アミド構造を有するモノマー
    　モノマーＢ：ビニル構造とアミド構造とが直接結合した構造と、加水分解性シリル基と、を有するモノマー
     
     
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2018021458A1 (ja) * 2016-07-28 2018-02-01 東レ株式会社 医療デバイス、医療デバイスの製造方法

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20070048349A1 (en) * 2005-08-29 2007-03-01 Bausch & Lomb Incorporated Surface-modified medical devices and methods of making
JP2009227808A (ja) * 2008-03-21 2009-10-08 Fujifilm Corp 親水性組成物及び親水性部材
JP2010057691A (ja) * 2008-09-03 2010-03-18 Fujifilm Corp 医療用器具
WO2011082296A1 (en) * 2009-12-31 2011-07-07 Surmodics, Inc. Silyl ether-modified hydrophilic polymers and uses for medical articles
JP2013190823A (ja) * 2008-01-25 2013-09-26 Bausch & Lomb Inc 高含水量の眼科装置

Family Cites Families (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS5284258A (en) * 1976-01-01 1977-07-13 Toyo Contact Lens Co Ltd Silicone having hydrophilized surface and contact lens consisted of said silicone

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20070048349A1 (en) * 2005-08-29 2007-03-01 Bausch & Lomb Incorporated Surface-modified medical devices and methods of making
JP2013190823A (ja) * 2008-01-25 2013-09-26 Bausch & Lomb Inc 高含水量の眼科装置
JP2009227808A (ja) * 2008-03-21 2009-10-08 Fujifilm Corp 親水性組成物及び親水性部材
JP2010057691A (ja) * 2008-09-03 2010-03-18 Fujifilm Corp 医療用器具
WO2011082296A1 (en) * 2009-12-31 2011-07-07 Surmodics, Inc. Silyl ether-modified hydrophilic polymers and uses for medical articles

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2018021458A1 (ja) * 2016-07-28 2018-02-01 東レ株式会社 医療デバイス、医療デバイスの製造方法
JPWO2018021458A1 (ja) * 2016-07-28 2019-05-23 東レ株式会社 医療デバイス、医療デバイスの製造方法
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