WO2022185837A1 - 被覆医療デバイスおよびその製造方法 - Google Patents

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WO2022185837A1
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medical device
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hydrophilic polymer
compound
mass
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PCT/JP2022/004420
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北川瑠美子
中村正孝
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東レ株式会社
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    • G02B1/04—Optical elements characterised by the material of which they are made; Optical coatings for optical elements made of organic materials, e.g. plastics
    • G02B1/041—Lenses
    • G02B1/043—Contact lenses

Definitions

  • the present invention relates to a coated medical device and its manufacturing method.
  • the medical device is sterilized in an autoclave in a pH 6 to 9 solution containing one or more polymers such as polyvinylpyrrolidone to form a coating on the surface to form a medical device.
  • a pH 6 to 9 solution containing one or more polymers such as polyvinylpyrrolidone
  • Methods for improving wearability of devices are known (Patent Documents 1 to 3).
  • Patent No. 5154231 Japanese Patent Publication No. 2010-508563 JP 2017-176821 A
  • Patent Documents 1 to 3 can impart sufficient hydrophilicity, etc. to the surface of a medical device, and furthermore, it is not a method that can impart bacteria adhesion inhibitory properties to a medical device. .
  • an object of the present invention is to provide a coated medical device imparted with bacteria adhesion inhibitory properties in addition to properties such as sufficient hydrophilicity, and a simple manufacturing method thereof.
  • the present invention provides a coated medical device comprising a medical device and a hydrophilic polymer layer coating the surface of the medical device, wherein the hydrophilic polymer layer is hydrophilic
  • the hydrophilic polymer A includes a compound a1 having a quaternary ammonium cationic group represented by the following general formula (I), and a compound a2 represented by the following general formula (II) as a monomer. It is a coated medical device containing as a unit, wherein the copolymerization ratio of the compound a1 and the compound a2 is 6/94 to 94/6 in mass ratio.
  • R 1 represents an optionally substituted divalent organic group having 1 to 20 carbon atoms
  • R 2 to R 4 each independently has 1 carbon atom, which may be substituted.
  • L 1 represents a hydrogen atom or a methyl group
  • X represents an oxygen atom or NA 2
  • a 2 represents a hydrogen atom or an alkyl group
  • m represents an integer of 1 to 30
  • Y represents a hydrogen atom or an alkyl group.
  • the present invention includes a contacting step of (A) storing a medical device in a container and bringing the medical device into contact with a solution a containing a hydrophilic polymer A, and (C) heating the container.
  • the hydrophilic polymer A comprises a compound a1 having a quaternary ammonium cationic group represented by the general formula (I) and a compound a2 represented by the general formula (II), Including as a monomer unit, the copolymerization ratio of the compound a1 and the compound a2 is 6/94 to 94/6 in mass ratio,
  • R 1 represents an optionally substituted divalent organic group having 1 to 20 carbon atoms
  • R 2 to R 4 each independently has 1 carbon atom, which may be substituted.
  • the solution a after the heating step has a pH of 6.1 to 8.0.
  • the coated medical device in addition to basic properties such as sufficient hydrophilicity required for medical devices, it is possible to provide a coated medical device that is endowed with bacteria adhesion inhibitory properties. Moreover, according to the production method of the present invention, the coated medical device can be obtained by a simple process.
  • the coated medical device of the present invention comprises a medical device and a hydrophilic polymer layer that coats the surface of the medical device.
  • the hydrophilic polymer layer contains a hydrophilic polymer A, and the hydrophilic polymer A is a compound a1 having a quaternary ammonium cationic group represented by the following general formula (I) and a compound a1 represented by the following general formula (II): and the compound a2 represented as a monomer unit, and the copolymerization ratio of the compound a1 and the compound a2 is 6/94 to 94/6 in mass ratio.
  • R 1 represents an optionally substituted divalent organic group having 1 to 20 carbon atoms
  • R 2 to R 4 each independently has 1 carbon atom, which may be substituted.
  • L 1 represents a hydrogen atom or a methyl group
  • X represents an oxygen atom or NA 2
  • a 2 represents a hydrogen atom or an alkyl group
  • m represents an integer of 1 to 30
  • Y represents a hydrogen atom or an alkyl group.
  • Examples of medical devices included in the coated medical device of the present invention include ophthalmic lenses, skin dressings, wound dressings, skin protective materials, skin drug carriers, infusion tubes, gas transport tubes, and drainage tubes. Tubing, blood circuits, covering tubes, catheters, stents, sheaths, biosensor chips, heart-lung machines or endoscopic coverings.
  • Ophthalmic lenses include, for example, contact lenses, intraocular lenses, artificial corneas, corneal inlays, corneal onlays and spectacle lenses.
  • the material that constitutes the medical device may be either a water-containing material or a low-water-containing material.
  • water-containing materials include hydrogels and silicone hydrogels.
  • a durable surface layer exhibiting excellent hydrophilicity and lubricity can be formed, and can be used for a long time.
  • Hydrogels are preferred because they are more likely to remain effective over time.
  • Low water content materials include, for example, low water content soft materials or low water content hard materials.
  • the low water content material refers to a material having a water content of 10% by mass or less.
  • United States Adopted Names may be used to represent the names of hydrogels or silicone hydrogels.
  • symbols such as A, B, and C may be added at the end to represent variants of materials, but in this specification, all variants are represented when the symbols at the end are not added.
  • ocufilcon when simply written as "ocufilcon”, “ocufilcon A (ocufilcon A)”, “ocufilcon B (ocufilcon B)”, “ocufilcon C (ocufilcon C)”, “ocufilcon D )”, “ocufilcon E” or “ocufilcon F”, etc., are intended to denote all variants of ocufilcon.
  • Hydrogels include, for example, tefilcon, tetrafilcon, hefilcon, mafilcon, polymacon, hioxifilcon, alfafilcon, omafilcon ), hixoifilcon, nelfilcon, nesofilcon, hilafilcon, acofilcon, deltafilcon, etafilcon, focofilcon, Ocufilcon, phemfilcon, methafilcon or vilfilcon.
  • the medical device When the medical device is a contact lens made of hydrogel, it belongs to Group 1 to Group 4 of the contact lens classification defined by the US Food and Drug Administration (FDA). Group4 is preferred, and Group4 is more preferred.
  • FDA US Food and Drug Administration
  • Nonionic hydrogels with a water content of less than 50% by mass belonging to Group 1 include, for example, tefilcon, tetrafilcon, helfilcon, mafilcon, polymacon or hyoxyfilcon (hioxifilcon).
  • nonionic hydrogels belonging to Group 2 with a water content of 50% by mass or more include alfafilcon, omafilcon, hixoifilcon, nelfilcon, and nesofilcon. , hilafilcon or acofilcon, but omafilcon, hixoifilcon, nelfilcon or nesofilcon ( nesofilcon is preferred, omafilcon or hixoifilcon is more preferred, and omafilcon is even more preferred.
  • Examples of ionic hydrogels with a water content of less than 50% by mass belonging to Group 3 include deltafilcon.
  • Examples of ionic hydrogels belonging to Group 4 and having a water content of 50% by mass or more include etafilcon, focofilcon, ocufilcon, femfilcon, methafilcon, or vilfilcon, but preferably etafilcon, focofilcon, occufilcon or femfilcon, which exhibits good antifouling properties and hydrophilicity; More preferred is etafilcon or ocufilcon, and even more preferred is etafilcon.
  • the medical device is a contact lens made of silicone hydrogel, it preferably belongs to Group 5 of the contact lens classification defined by the US Food and Drug Administration (FDA).
  • FDA US Food and Drug Administration
  • Silicone hydrogels belonging to Group 5 are preferably polymers having silicon atoms in the main chain and/or side chains and having hydrophilicity, for example, copolymers of monomers containing siloxane bonds and hydrophilic monomers. .
  • Such copolymers include, for example, lotrafilcon, galyfilcon, narafilcon, senofilcon, comfilcon, enfilcon, balafilcon, efrofilcon, fanfilcon, somofilcon, samfilcon, olifilcon, asmofilcon, formofilcon, stenfilcon, abafilcon (abafilcon), mangofilcon, riofilcon, sifilcon, larafilcon or delefilcon, which have good hydrophilicity and antibacterial properties in addition to antibacterial properties.
  • Lotrafilcon, galyfilcon, narafilcon, senofilcon, comfilcon, enfilcon, stenfilcon, somofilcon showing fouling properties , delefilcon, balafilcon or samfilcon are preferred, lotrafilcon, narafilcon, senofilcon, comfilcon or enfilcon More preferred are narafilcon, senofilcon or comfilcon.
  • the low water content soft material or the low water content hard material is preferably a material containing silicon atoms that exhibits high oxygen permeability capable of supplying sufficient oxygen to the cornea.
  • the hard material with low water content is preferably a hard material with low water content that belongs to the contact lens classification defined by the US Food and Drug Administration (FDA).
  • FDA US Food and Drug Administration
  • a polymer having silicon atoms such as siloxane bonds in the main chain and/or side chains is preferable, and tris(trimethylsiloxy)silylpropyl methacrylate, which has high oxygen permeability, double Homopolymers using bonded polydimethylsiloxane, silicone-containing acrylates or silicone-containing methacrylates, or copolymers of these with other monomers are more preferred.
  • the low water content hard material consists of neofocon, pasifocon, telefocon, silafocon, paflufocon, petrafocon and fluorofocon. It is preferably selected from the group. Among them, neofocon, pasifocon, telefocon or silafocon are more preferable because they show good antifouling property and antifouling property. Or a telefocon is more preferred, and a neofocon is particularly preferred.
  • polyethylene, polypropylene, polysulfone, polyetherimide, polystyrene, polymethyl methacrylate, polyamide, polyester, epoxy resin, polyurethane, or polyvinyl chloride are preferable as the low water content hard material.
  • polysulfone, polystyrene, polymethyl methacrylate, polyurethane or polyamide are more preferable, and polymethyl methacrylate is even more preferable, because they exhibit good antifouling properties and antifouling properties.
  • the low water content soft material for example, a material with a water content of 10 mass% or less, an elastic modulus of 100 to 2,000 kPa, and a tensile elongation of 50 to 3,000% disclosed in WO 2013/024799. and elastofilcon.
  • the water content of the medical device is preferably 0.0001% by mass or more, more preferably 0.001% by mass or more.
  • the water content of the medical device is preferably 80% by mass or less, more preferably 70% by mass or less, and even more preferably 60% by mass or less.
  • the water content of the medical device is preferably 15% by mass or more, more preferably 20% by mass or more, because the movement of the lens in the eye is easily ensured.
  • the hydrophilic polymer A has hydrophilicity.
  • “having hydrophilicity” means that the polymer is added to 100 parts by mass of water at room temperature (20 to 23 ° C.) or a mixture of 100 parts by mass of water and 100 parts by mass of tert-butanol. It means that it is soluble.
  • the solubility is preferably 0.01 parts by mass or more, more preferably 0.1 parts by mass or more, and even more preferably 1 part by mass or more.
  • the hydrophilic polymer A contains, as monomer units, a compound a1 having a quaternary ammonium cationic group represented by the following general formula (I) and a compound a2 represented by the following general formula (II),
  • the copolymerization ratio of compound a1 and compound a2 is 6/94 to 94/6.
  • the copolymerization ratio of the compound a1 and the compound a2 is a numerical value represented by "mass of compound a1/mass of compound a2".
  • compound a1 and compound a2 a single monomer or a mixture of a plurality of monomers having different structures can be used.
  • R 1 represents an optionally substituted divalent organic group having 1 to 20 carbon atoms
  • R 2 to R 4 each independently has 1 carbon atom, which may be substituted.
  • R 1 examples include alkylene groups such as a methylene group, ethylene group, propylene group, butylene group, pentylene group, octylene group, decylene group, dodecylene group and octadecylene group; or arylene groups such as a phenylene group and a naphthylene group. mentioned. These alkylene groups and arylene groups may be linear or branched.
  • the number of carbon atoms in R 1 is preferably 1 to 16, more preferably 1 to 10, in order to make both compatibility with water and antibacterial adhesion moderate.
  • substituents when R 1 is substituted include a hydroxyl group, a carboxyl group, a sulfonic acid group, a phosphoric acid group, an ester group, an ether group and an amide group.
  • a hydroxyl group, an ester group, an ether group, or an amide group is preferred for enhancing the compatibility with water, and a hydroxyl group or an ether group is preferred for enhancing the resulting antibacterial property.
  • R 1 More preferred examples of R 1 include an ethylene group, a propylene group, a butylene group, and organic groups represented by the following formulas (a1) to (a4).
  • An ethylene group, a propylene group, or an organic group represented by the following general formulas (a1) to (a4) is more preferable, and an ethylene group, a propylene group, or an organic group represented by the following general formula (a2) is even more preferable.
  • R 2 to R 4 are each independently alkyl groups such as methyl, ethyl, propyl, butyl, pentyl, octyl, decyl, dodecyl or octadecyl groups; or phenyl groups. Alternatively, an aryl group such as a naphthyl group can be used. These alkyl groups and aryl groups may be linear or branched.
  • R 2 to R 4 are an alkyl group, the number of carbon atoms is preferably 1 to 16, more preferably 1 to 10, in order to obtain appropriate compatibility with water and antibacterial adhesion.
  • R 2 to R 4 are aryl groups, the number of carbon atoms is preferably 6 to 18, more preferably 6 to 12, from the viewpoint of compatibility with water and ease of polymerization with other compounds.
  • the quaternary ammonium cationic group represented by general formula (I) usually accompanies a counter anion.
  • Suitable counter anions include, for example, halide ions such as chloride, bromide or iodide; hydroxide, carboxylate, sulfonate, sulfate, nitrate, carbonate, phosphate, Examples include borate ions, hypochlorite ions, and the like.
  • the compound having a quaternary ammonium cation group represented by the general formula (I) from the viewpoint of high polymerizability, in addition to the quaternary ammonium cation group represented by the general formula (I), polymerization Compounds having carbon-carbon unsaturated bonds are preferred.
  • the compound having a polymerizable carbon-carbon unsaturated bond includes, for example, a compound having a vinyl group, a compound having an allyl group, a maleic acid ester compound, a maleimide compound, an itaconic acid ester compound, a methacrylic acid ester compound, an acrylic acid ester compound, A methacrylamide compound or an acrylamide compound may be mentioned. Among these, methacrylic acid ester compounds, acrylic acid ester compounds, methacrylamide compounds and acrylamide compounds are preferred.
  • L 1 represents a hydrogen atom or a methyl group
  • X represents an oxygen atom or NA 2
  • a 2 represents a hydrogen atom or an alkyl group
  • m represents an integer of 1 to 30
  • Y represents a hydrogen atom or an alkyl group.
  • A2 is an alkyl group, it may be linear or branched, but is preferably an alkyl group having 1 to 10 carbon atoms.
  • A2 includes, for example, a methyl group, an ethyl group, a propyl group, a 2-propyl group, a butyl group, a 2-butyl group, a tert-butyl group, a pentyl group, a 2-pentyl group, a 3-pentyl group, a hexyl group, A heptyl group or an octyl group may be mentioned.
  • m is preferably 3 to 30 from the viewpoint of moderate hydrophilicity and ease of polymerization.
  • the lower limit of m is more preferably 4, still more preferably 7, and particularly preferably 9.
  • the upper limit of m is more preferably 25, still more preferably 23, and particularly preferably 13.
  • Y is preferably an alkyl group, more preferably an alkyl group having 1 to 5 carbon atoms, more preferably a methyl group, an ethyl group, a propyl group, an isopropyl group or a butyl group, from the viewpoint of ease of forming a coating layer.
  • radicals or ethyl radicals most preferably methyl radicals.
  • the copolymerization ratio of the compound a1 and the compound a2 is 6/94 to 94 in terms of mass ratio from the viewpoint of ease of polymerization and ease of expression of functions such as hydrophilicity having antibacterial adhesion and durability. /6 range. That is, the ratio of compound a1 to 100% by mass of the entire hydrophilic polymer A must be 6% by mass or more, more preferably 10% by mass or more, further preferably 13% by mass or more, and 20% by mass or more. Especially preferred.
  • the proportion of compound a1 must be 94% by mass or less, preferably 90% by mass or less, more preferably 80% by mass or less, even more preferably 70% by mass or less, and particularly preferably 50% by mass or less.
  • the ratio of compound a2 to 100% by mass of the entire hydrophilic polymer A must be 6% by mass or more, preferably 10% by mass or more, more preferably 20% by mass or more, and further 30% by mass or more. Preferably, 40% by mass or more is particularly preferable.
  • the proportion of compound a2 must be 94% by mass or less, preferably 90% by mass or less, more preferably 85% by mass or less, and even more preferably 80% by mass or less.
  • the hydrophilic polymer A may contain monomer units other than the compound a1 and the compound a2. When a compound having an amide group is included as a monomer unit, the hydrophilic polymer A has an amide group. When the hydrophilic polymer A has an amide group, the hydrophilic polymer A exhibits appropriate viscosity when dissolved in water, which is preferable because a surface having not only hydrophilic properties but also slipperiness can be formed.
  • a compound having an amide group a compound having an acrylamide group or a methacrylamide group, or N-vinylcarboxylic acid amide (including cyclic ones) is preferable from the viewpoint of ease of polymerization.
  • compounds satisfying the above general formula (II) shall be excluded from the compounds having an amide group referred to herein.
  • N-vinylpyrrolidone, N-isopropylacrylamide or N,N-dimethylacrylamide is preferred, N-isopropylacrylamide or N,N-dimethylacrylamide is more preferred, and N,N-dimethylacrylamide is preferred in order to increase lubricity. More preferred.
  • the hydrophilic polymer A contains a compound having an amide group as a monomer unit, (i) the compound a1, (ii) the compound a2 and (iii) the amide group, which are the monomer units constituting the hydrophilic polymer A.
  • the ratio of (i) compound a1 to the total of the compounds is preferably 10% by mass or more, and 13% by mass or more, in order to facilitate the expression of functions such as lubricity and antifouling properties against body fluids in addition to bacterial adhesion suppression properties. is more preferable, and 20% by mass or more is even more preferable.
  • the proportion of (i) compound a1 is preferably 90% by mass or less, more preferably 80% by mass or less, even more preferably 70% by mass or less, and particularly preferably 50% by mass or less.
  • the proportion of compound a2 is preferably 10% by mass or more, more preferably 20% by mass or more, still more preferably 30% by mass or more, and particularly preferably 40% by mass or more.
  • the proportion of compound a2 is preferably 90% by mass or less, more preferably 85% by mass or less, and even more preferably 80% by mass or less.
  • the ratio of the compound having an amide group is preferably 3% by mass or more, more preferably 5% by mass or more, still more preferably 10% by mass or more, and particularly preferably 15% by mass or more. Also, (iii) the ratio of the compound having an amide group is preferably 80% by mass or less, more preferably 70% by mass or less, still more preferably 60% by mass or less, and particularly preferably 50% by mass or less.
  • the hydrophilic polymer A may further contain compounds other than the above as monomer units.
  • Other compounds that the hydrophilic polymer A contains as monomer units include, for example, glycerol acrylate, glycerol methacrylate, N-(4-hydroxyphenyl)maleimide, hydroxystyrene or vinyl alcohol (vinyl carboxylate ester as a precursor).
  • Glycerol acrylate, glycerol methacrylate or vinyl alcohol is preferable, and glycerol acrylate or glycerol methacrylate is more preferable, in order to improve the antifouling property against body fluids.
  • the hydrophilic polymer A has a weight average molecular weight of 2,000 to 1,500,000 in order to increase the adsorption power of the hydrophilic polymer A to the surface of the medical device and to provide the medical device with sufficient antibacterial property.
  • the weight average molecular weight is more preferably 5,000 or more, even more preferably 10,000 or more, and particularly preferably 100,000 or more.
  • the weight average molecular weight is more preferably 1,200,000 or less, even more preferably 1,000,000 or less, and particularly preferably 900,000 or less.
  • the weight-average molecular weight referred to here is the weight-average molecular weight in terms of polyethylene glycol measured by gel permeation chromatography using an aqueous solvent as a developing solvent.
  • the method for producing a coated medical device of the present invention includes (A) a contacting step of storing a medical device in a container and bringing the medical device into contact with a solution a containing a hydrophilic polymer A; A heating step of heating the container, wherein the hydrophilic polymer A comprises a compound a1 having a quaternary ammonium cation group represented by the following general formula (I) and a compound a1 having a quaternary ammonium cationic group represented by the following general formula (II). and the compound a2 as a monomer unit, and the copolymerization ratio of the compound a1 and the compound a2 is 6/94 to 94/6 in mass ratio,
  • R 1 represents an optionally substituted divalent organic group having 1 to 20 carbon atoms
  • R 2 to R 4 each independently has 1 carbon atom, which may be substituted.
  • L 1 represents a hydrogen atom or a methyl group
  • X represents an oxygen atom or NA 2
  • a 2 represents a hydrogen atom or an alkyl group
  • m represents an integer of 1 to 30
  • Y represents a hydrogen atom or an alkyl group
  • the solution a after the heating step has a pH of 6.1 to 8.0.
  • the concentration of the hydrophilic polymer A in the solution a containing the hydrophilic polymer A is preferably in the range of 0.0001 to 30% by mass in order to moderate the viscosity of the solution a.
  • the concentration of hydrophilic polymer A is more preferably 0.001% by mass or more, and even more preferably 0.005% by mass or more.
  • the concentration of the hydrophilic polymer A is more preferably 10.0% by mass or less, still more preferably 5.0% by mass or less, even more preferably 1.0% by mass or less, and 0.0% by mass or less. It is particularly preferred that it is 5% by mass or less.
  • the solvent for the solution a containing the hydrophilic polymer A is preferably a water-soluble organic solvent, water, or a mixed solvent thereof, more preferably a mixed solvent of water and a water-soluble organic solvent, or water, for ease of handling. Water is more preferred.
  • water-soluble organic solvent water-soluble alcohols are preferable, water-soluble alcohols having 6 or less carbon atoms are more preferable, and water-soluble alcohols having 5 or less carbon atoms are even more preferable.
  • the solution a may further contain buffering agents and other additives.
  • Buffers contained in solution a include, for example, boric acid, borates (e.g. sodium borate), citric acid, citrates (e.g. potassium citrate), bicarbonates (e.g. sodium bicarbonate), Phosphate buffer (eg Na 2 HPO 4 , NaH 2 PO 4 or KH 2 PO 4 ), TRIS (tris(hydroxymethyl)aminomethane), 2-bis(2-hydroxyethyl)amino-2-(hydroxymethyl )-1,3-propanediol, bis-aminopolyol, triethanolamine, ACES (N-(2-acetamido)-2-aminoethanesulfonic acid), BES (N,N-bis(2-hydroxyethyl)- 2-aminoethanesulfonic acid), HEPES (4-(2-hydroxyethyl)-1-piperazineethanesulfonic acid), MES (2-(N-morpholino)ethanesulfonic acid), MOPS
  • the ratio of the buffering agent in the solution a may be appropriately adjusted to achieve the desired pH, but is usually preferably 0.001 to 2.000% by mass. 010% by mass or more, more preferably 0.050% by mass or more, and more preferably 1.000% by mass or less, and even more preferably 0.300% by mass or less.
  • the pH of the buffer solution used for adjusting solution a is preferably in the physiologically acceptable range of 6.3 to 7.8.
  • the pH of the buffer solution is more preferably 6.5 or higher, even more preferably 6.8 or higher.
  • the pH of the buffer solution is more preferably 7.6 or less, more preferably 7.4 or less.
  • Examples of containers for storing the medical device in the contacting step include vials or blister containers used for packaging ophthalmic lenses when the medical device is an ophthalmic lens.
  • a blister container usually consists of a plastic base surrounded by a planar flange that rises around the edges of its cavity, and a flexible cover sheet that is adhered to the planar flange and seals the cavity.
  • Materials for the plastic base include, for example, fluororesins, polyamides, polyacrylates, polyethylene, nylons, olefin copolymers (e.g. copolymers of polypropylene and polyethylene), polyethylene terephthalate, polyvinyl chloride, amorphous polyolefins, polycarbohydrates. phosphate, polysulfone, polybutylene terephthalate, polypropylene, polymethylpentene, polyesters, rubbers or urethanes.
  • soft cover sheets include laminated materials such as polypropylene sheets coated with aluminum foil.
  • the manufacturing method of the coated medical device of the present invention comprises (C) a heating step of heating the container.
  • heating method examples include heating method (hot air), autoclave sterilization method, dry heat sterilization method, flame sterilization method, boiling sterilization method, circulation steam sterilization method, electromagnetic wave ( ⁇ ray, microwave, etc.) irradiation, An ethylene oxide gas sterilization method (EOG sterilization method) or an ultraviolet sterilization method can be mentioned.
  • heating method hot air
  • autoclave sterilization method dry heat sterilization method
  • flame sterilization method boiling sterilization method
  • circulation steam sterilization method electromagnetic wave ( ⁇ ray, microwave, etc.) irradiation
  • An ethylene oxide gas sterilization method (EOG sterilization method) or an ultraviolet sterilization method can be mentioned.
  • High-pressure steam sterilization is preferable, and autoclave sterilization using an autoclave as an apparatus is more preferable, because it can impart sufficient hydrophilicity to the medical device and the manufacturing cost is low.
  • the heating temperature is preferably 80 to 200°C so as not to affect the strength of the resulting coated medical device itself while imparting sufficient antibacterial properties to the medical device.
  • the heating temperature is more preferably 90° C. or higher, more preferably 105° C. or higher, still more preferably 110° C. or higher, still more preferably 115° C. or higher, and particularly preferably 121° C. or higher.
  • the heating temperature is more preferably 180° C. or lower, still more preferably 170° C. or lower, and particularly preferably 150° C. or lower.
  • the heating time is preferably 1 to 600 minutes for the same reason as the heating temperature.
  • the heating time is more preferably 2 minutes or longer, still more preferably 5 minutes or longer, and particularly preferably 10 minutes or longer.
  • the heating time is more preferably 400 minutes or less, still more preferably 300 minutes or less, and particularly preferably 100 minutes or less.
  • the method for producing a coated medical device of the present invention preferably further includes (B) a sealing step of sealing the container containing the medical device after the contacting step and before the heating step.
  • the heating step is carried out after the container containing the medical device is sealed, the surface of the medical device can be imparted with bacteria adhesion inhibitory properties, and at the same time, the resulting coated medical device can be sterilized and maintained in a sterilized state. It becomes possible, and has an industrially important meaning from the viewpoint of reduction of the manufacturing process. That is, in the manufacturing method of the coated medical device of the present invention, it is preferable to sterilize the medical device by the above-described heating step in order to simplify the manufacturing process.
  • the means for sealing the container includes, for example, means for sealing the container by using a capped vial or a blister container as the container for storing the medical device.
  • the medical device is a contact lens
  • a common lens case attached to contact lens care products may be used as a means for sealing the container.
  • the resulting coated medical device may be subjected to other treatments.
  • Other treatments include, for example, similar heat treatment using a buffer solution that does not contain a hydrophilic polymer, irradiation with ion beams, electron beams, positron beams, X-rays, gamma rays or neutron beams, and oppositely charged LbL treatment (Layer-by-Layer treatment; for example, the treatment described in WO 2013/024800), or a cross-linking treatment or chemical cross-linking treatment with metal ions (for example, Treatment described in Table 2014-533381).
  • the surface of the medical device may be pretreated before the contacting step and the heating step.
  • the pretreatment include hydrolysis treatment with an acid such as polyacrylic acid and an alkali such as sodium hydroxide.
  • the manufacturing method of the coated medical device of the present invention requires that the pH of the solution a after the heating step is 6.1 to 8.0.
  • a pH within this range eliminates the need to wash the coated medical device obtained after the heating step with a neutral solution, which is industrially significant from the viewpoint of reducing the number of manufacturing steps. It should be noted that when washing with a neutral solution is performed after the heating step, it may be necessary to sterilize the resulting coated medical device again.
  • the pH of the solution a after the heating step is preferably 6.5 or higher, more preferably 6.6 or higher, still more preferably 6.7 or higher, and particularly preferably 6.8 or higher. Also, the pH is preferably 7.9 or less, more preferably 7.8 or less, and even more preferably 7.6 or less.
  • the pH of the solution a before the heating step is also preferably 6.1 to 8.0.
  • the pH of the solution a before the heating step is the pH value measured after preparing the solution a and stirring it with a rotor at room temperature (20 to 23° C.) for 30 minutes to homogenize the solution.
  • the pH of the above solution a can be measured using a pH meter (for example, pH meter Eutech pH2700 (manufactured by Eutech Instruments)).
  • a pH meter for example, pH meter Eutech pH2700 (manufactured by Eutech Instruments)
  • the second decimal place of the pH value is rounded off.
  • the absence of covalent bonds allows the coated medical device to be manufactured in a simpler process, regardless of whether the medical device is a hydrous material or a low hydrous material.
  • the absence of covalent bonds means that there are no chemically reactive groups or groups produced by reaction between the hydrophilic polymer layer and the medical device.
  • the absence of chemically reactive groups or groups formed by their reaction can be confirmed by elemental analysis such as electron energy loss spectroscopy, energy dispersive X-ray spectroscopy or time-of-flight secondary ion mass spectrometry, or composition It can be confirmed by analytical means.
  • Chemically reactive groups include, for example, azetidinium groups, epoxy groups, isocyanate groups, aziridine groups or azlactone groups.
  • the thickness of the hydrophilic polymer layer is preferably 1 to 99 nm when a section perpendicular to the longitudinal direction of the frozen coated medical device is observed using a transmission electron microscope. When the thickness of the hydrophilic polymer layer is within this range, functions such as hydrophilicity and slipperiness are likely to be exhibited.
  • the thickness of the hydrophilic polymer layer is more preferably 5 nm or more, more preferably 10 nm or more.
  • the thickness of the hydrophilic polymer layer is more preferably 95 nm or less, more preferably 90 nm or less, still more preferably 85 nm or less, even more preferably 50 nm or less, even more preferably 40 nm or less, still more preferably 30 nm or less, and even more preferably 20 nm or less. , 15 nm or less are particularly preferred.
  • the hydrophilic polymer layer having a thickness of less than 100 nm prevents disturbance in the refraction of light for focusing on the retina, thereby preventing poor visibility.
  • the coating layer in the obtained coated medical device may be present only on a part of the surface of the medical device, may be present only on the entire surface of either one of the front and back surfaces, or may be present on the entire surface. I don't mind.
  • the state in which the hydrophilic polymer layer and the medical device are mixed means a state in which an element derived from the medical device is detected in the hydrophilic polymer layer. It can be confirmed by observation by elemental analysis such as loss spectroscopy, energy dispersive X-ray spectroscopy or time-of-flight secondary ion mass spectroscopy, or composition analysis means.
  • the surface of the medical device has a mixed layer in which at least part of the hydrophilic polymer layer is mixed with the medical device.
  • the thickness of the mixed layer is the same as the thickness of the hydrophilic polymer layer, and the longitudinal direction of the coated medical device in a frozen state. can be measured by observing a cross-section perpendicular to the , using a transmission electron microscope.
  • the thickness of the mixed layer is preferably 3% or more, more preferably 5% or more, and 10% or more of the total thickness of the mixed layer and the single layer in order to firmly adhere the hydrophilic polymer to the surface of the medical device. is more preferred.
  • the thickness of the mixed layer is preferably 98% or less, more preferably 95% or less, and 90% or less of the total thickness of the mixed layer and the single layer in order to sufficiently express the hydrophilicity of the hydrophilic polymer. is more preferred, and 80% or less is particularly preferred.
  • the blended portion refers to a portion that does not have a layered structure, in which the hydrophilic polymer and the medical device are mixed.
  • the phrase “a mixed portion is observed” means that an element derived from the medical device is detected in a portion other than the mixed layer in the hydrophilic polymer layer.
  • the thickness of the mixed portion is preferably 3% or more, more preferably 5% or more, and even more preferably 10% or more of the total thickness of the mixed layer and the mixed portion.
  • the thickness of the mixed portion is preferably 98% or less, more preferably 95% or less, and 90% or less of the total thickness of the mixed layer and the mixed portion in order to sufficiently express the hydrophilicity of the hydrophilic polymer. is more preferred, and 80% or less is particularly preferred.
  • the coated medical device When the coated medical device is an ophthalmic lens, etc., the coated medical device not only prevents sticking to the cornea of the wearer, but also prevents dry feeling and maintains good wearing comfort for a long time. It is preferable that the liquid film retention time on the surface is long.
  • the liquid film retention time on the surface of the coated medical device means that the coated medical device is immersed in a solution at room temperature (20 to 23° C.), then pulled out of the solution, and the longitudinal direction of the device is the direction of gravity. It is the time that the liquid film on the surface is maintained without breaking when it is held in the air so that it becomes . If the test piece has a crown shape such as a contact lens, it shall be held so that the diameter direction of the circle formed by the edge of the crown is in the direction of gravity.
  • the term "liquid film breaks" refers to a state in which part of the solution covering the surface of the coated medical device is repelled and the surface of the coated medical device is no longer completely covered with the liquid film. If the liquid film retention time is too long, water evaporation from the surface of the coated medical device tends to proceed and the hydrophilic effect is reduced. is more preferable.
  • the coated medical device When the coated medical device is an ophthalmic lens, etc., the coated medical device not only prevents sticking to the cornea of the wearer, but also prevents dry feeling and maintains good wearing comfort for a long time. A small droplet contact angle on the surface is preferred. A method for measuring the droplet contact angle will be described later.
  • the droplet contact angle is preferably 80° or less, preferably 70° or less, and more preferably 65° or less.
  • the droplet contact angle is preferably 70° or less, more preferably 60° or less, and even more preferably 55° or less.
  • the coated medical device is, for example, a coated medical device that is used by being inserted into a living body
  • the surface has excellent lubricity.
  • the coefficient of friction which is an index of slipperiness, is preferably 0.500 or less, more preferably 0.200 or less, even more preferably 0.100 or less, and even more preferably 0.080 or less.
  • the coefficient of friction is preferably 0.001 or more, more preferably 0.002 or more. A method for measuring the coefficient of friction will be described later.
  • the tensile modulus is preferably 10.00 MPa or less, more preferably 5.00 MPa or less, and further preferably 3.00 MPa or less, in order to improve wearing comfort. It is preferably 2.00 MPa or less, more preferably 1.00 MPa or less, and particularly preferably 0.60 MPa or less.
  • the tensile modulus of the coated medical device is preferably 0.01 MPa or more, more preferably 0.10 MPa or more, still more preferably 0.20 MPa or more, and particularly preferably 0.25 MPa or more.
  • the tensile modulus change rate of the medical device before and after the heating step is preferably ⁇ 15.00% or less, more preferably ⁇ 13.00% or less, in order to suppress the risk of deformation and poor usability. ⁇ 10.00% or less is more preferable. A method for measuring the tensile modulus will be described later.
  • the amount of lipid attached to the coated medical device is small in order to improve usability and reduce the risk of bacterial growth.
  • a method for measuring the amount of adhered lipid will be described later.
  • the amount of change in water content of the medical device before and after coating should be 10% by mass or less in order to prevent poor visibility and deformation caused by refractive index distortion due to an increase in water content. is preferable, 8% by mass or less is more preferable, and 6% by mass or less is even more preferable. A method for measuring the moisture content will be described later.
  • the size change rate of the medical device before and after coating is preferably ⁇ 5.00% or less, and ⁇ 4.00%. It is more preferably less than or equal to, more preferably less than or equal to ⁇ 3.00%.
  • Example S ⁇ Hydrophilicity after immersion in fresh phosphate buffer solution (PBS) for 24 hours (liquid film retention time after 24 hours)>
  • the coated medical device after the heating process or the medical device was placed in 4 mL of fresh phosphate buffer in a glass vial at room temperature (20-23°C). for 24 hours. Thereafter, the coated medical device or medical device pulled out from the phosphate buffer solution in the glass vial was used as a sample (hereinafter referred to as "sample S"), and was evaluated in the same manner as for the above "hydrophilicity”.
  • ⁇ Bacteria adhesion inhibitory evaluation> After the heating step, three coated medical devices (or medical devices) were prepared which were allowed to stand until they reached room temperature (20-23°C). As a bacterium used for evaluation, Pseudomonas aeruginosa NRBC13275 was inoculated on a nutrient agar medium and cultured at 30 to 35 ° C. for 24 hours. and
  • the coated medical device (or medical device) to be evaluated was shaken and washed five times in a phosphate buffer. Then, each coated medical device (or medical device) was placed in a sterilized container, inoculated with 2 mL of the test bacterial solution, and then shaken at 35° C. and 100 rpm for 2 hours. Subsequently, each coated medical device (or medical device) was shaken and washed five times in a phosphate buffer solution, placed in a stomacher bag together with 10 mL of phosphate buffer solution containing 0.05% by mass polysorbate 80, rubbed well and washed out. rice field.
  • the medical device was immersed in a phosphate buffer and allowed to stand at room temperature (20-23° C.) for 24 hours or longer. After that, the medical device was pulled out of the phosphate buffer solution and the surface moisture was wiped off with a wiping cloth “Kimwipe” (registered trademark) (manufactured by Nippon Paper Crecia Co., Ltd.), after which the mass (Ww) of the medical device was measured. Then, after drying the medical device at 40° C. for 2 hours in a vacuum dryer, the mass (Wd) of the medical device was measured. From these masses, the water content of the medical device was calculated by the following formula (1).
  • Friction tester KES-SE manufactured by Kato Tech Co., Ltd.
  • Friction SENS H Measured SPEED: 2 x 1 mm/sec Friction load: 44 g.
  • a 20 cc screw tube was charged with 0.03 g of methyl palmitate, 10 g of pure water and a coated medical device (or medical device). The screw tube was shaken for 3 hours under conditions of 37° C. and 165 rpm. After shaking, the coated medical device (or medical device) in the screw tube was scrubbed with 40° C. tap water and household liquid detergent “Mamalemon” (registered trademark) (manufactured by Lion Corporation). The washed sample was placed in a screw tube containing a phosphate buffer and stored in a refrigerator at 4°C for 24 hours.
  • the coated medical device (or medical device) is visually observed, and if there is a cloudy part, it is determined that methyl palmitate is adhered, and the area of the part where methyl palmitate is adhered to the entire surface of the sample is observed. did.
  • Size change rate before and after coating (size of coated medical device after coating - size of medical device before coating)/size of medical device before coating x 100 Formula (4).
  • Mw weight average molecular weight
  • ⁇ pH> The pH of the solution was measured using Eutech pH2700 (manufactured by Eutech Instruments) as a pH meter.
  • the “post-heating pH” of the solution a was measured immediately after the solution a was cooled to room temperature (20 to 23° C.) after the heating step.
  • Measurement samples were prepared by RuO 4 -stained frozen ultrathin sections.
  • composition Elemental Analysis of Hydrophilic Polymer Layer Determination of the existence form of the hydrophilic polymer layer is performed by analyzing the surface state of the dry coated medical device (or medical device) by Time-of-Flight Secondary Ion Mass Spectrometry. gone. Equipment: TOF. SIMS5 (manufactured by ION-TOF) Observation conditions: Primary ion: Bi 3 ++ Secondary ion polarity: positive etching ion: Ar-GCIB (gas cluster ion beam) ⁇ Phosphate buffer> The compositions of the phosphate buffers used in Examples and Comparative Examples are as follows.
  • KCl 0.2g/L KH2PO4 0.2g /L NaCl 8.0g/L Na2HPO4 1.19 g/L EDTA2Na (disodium dihydrogen ethylenediaminetetraacetate) 0.5 g/L.
  • Example 1 As a “medical device”, a commercially available silicone hydrogel lens "Acuvue Oasys" (registered trademark) (manufactured by Johnson & Johnson, senofilcon A) mainly composed of polyvinylpyrrolidone and silicone is used as a "container”, and a glass vial is used as a “solution a”.
  • the medical device was immersed in the above solution a ((A) contact step), the glass vial was sealed with a cap ((B) sealing step), and then heated at 121° C. for 30 minutes using an autoclave ((C) heating process).
  • Tables 1 to 3 show the results of evaluating the obtained coated medical device by the above method.
  • Example 3 As solution a, methoxypolyethylene glycol acrylate (polyethylene glycol chain number 13) / N,N-dimethylacrylamide / dimethylaminopropylacrylamide methyl chloride quaternary salt copolymer (molar ratio in copolymerization 2/1/2, Mw: 200 ,000, manufactured by Osaka Organic Chemical Industry Co., Ltd.) in a phosphate buffer solution was used in the same manner as in Example 1, except that a solution containing 0.3% by mass was used. Tables 1 to 3 show the results of evaluating the obtained medical device by the above method.
  • Example 4 As a medical device, a commercially available PFII catheter tube (manufactured by Toray Industries, Inc.) containing polyurethane as a main component was used. A solution containing 0.5% by mass of a salt copolymer (molar ratio in copolymerization: 2/2/1, Mw: 500,000, manufactured by Osaka Organic Chemical Industry Co., Ltd.) in a phosphate buffer, autoclave conditions The same operation as in Example 1 was performed except that the temperature was changed to 90° C. for 30 minutes. Tables 1 to 3 show the results of evaluating the obtained coated medical device by the above method.
  • a salt copolymer molar ratio in copolymerization: 2/2/1, Mw: 500,000, manufactured by Osaka Organic Chemical Industry Co., Ltd.
  • Example 5 As solution a, methoxy polyethylene glycol acrylate (polyethylene glycol chain number 9) / 2-hydroxyethyl methacrylate / dimethylaminopropyl acrylamide methyl chloride quaternary salt copolymer (molar ratio in copolymerization 2/2/1, Mw: 350 ,000, manufactured by Osaka Organic Chemical Industry Co., Ltd.) in a phosphate buffer solution was used in the same manner as in Example 4, except that a solution containing 0.4% by mass was used. Tables 1 to 3 show the results of evaluating the obtained coated medical device by the above method.
  • Example 6 As the medical device, the same operation as in Example 1 was performed except that a commercially available film "Mictron” (registered trademark) (manufactured by Toray Industries, Inc.) containing para-aromatic polyamide (aramid) as a main component was used. Tables 1 to 3 show the results of evaluating the obtained coated medical device by the above method.
  • Example 7 As solution a, methoxy polyethylene glycol acrylate (polyethylene glycol chain number 13) / dimethylaminopropyl acrylamide methyl chloride quaternary salt copolymer (molar ratio in copolymerization 2/1, Mw: 500,000, Osaka Organic Chemical Industry Co., Ltd. The same operation as in Example 6 was performed except that a solution containing 0.5% by mass of phosphate buffer was used. Tables 1 to 3 show the results of evaluating the obtained coated medical device by the above method.
  • Example 8 The same operation as in Example 1 was performed, except that a commercially available hydrogel lens "Medalist 1day Plus” (registered trademark) (manufactured by Bausch & Lomb, hilafilcon B) containing 2-hydroxyethyl methacrylate as the main component was used as the medical device. .
  • Tables 1 to 3 show the results of evaluating the obtained coated medical device by the above method.
  • Example 9 As solution a, methoxy polyethylene glycol acrylate (polyethylene glycol chain number 13) / N, N-dimethylacrylamide / dimethylaminopropyl acrylamide methyl chloride quaternary salt copolymer (molar ratio in copolymerization 2/2/1, Mw: 210 ,000, manufactured by Osaka Organic Chemical Industry Co., Ltd.) in a phosphate buffer solution was used in the same manner as in Example 8, except that a solution containing 0.3% by mass was used. Tables 1 to 3 show the results of evaluating the obtained coated medical device by the above method.
  • Example 10 As solution a, methoxy polyethylene glycol acrylate (polyethylene glycol chain number 9) / N, N-dimethylacrylamide / dimethylaminopropyl acrylamide methyl chloride quaternary salt copolymer (molar ratio in copolymerization 5/3/2, Mw: 500 ,000, manufactured by Osaka Organic Chemical Industry Co., Ltd.) in a phosphate buffer solution was used in the same manner as in Example 1, except that a solution containing 0.3% by mass was used. Tables 1 to 3 show the results of evaluating the obtained coated medical device by the above method.
  • Example 11 As solution a, methoxy polyethylene glycol acrylate (polyethylene glycol chain number 13) / vinylpyrrolidone / dimethylaminopropyl acrylamide methyl chloride quaternary salt copolymer (molar ratio in copolymerization 4/3/3, Mw: 600,000, Osaka Organic Chemical Industry Co., Ltd.) was used in the same manner as in Example 1, except that a solution containing 0.3% by mass of phosphate buffer was used. Tables 1 to 3 show the results of evaluating the obtained coated medical device by the above method.
  • Example 12 As solution a, methoxypolyethylene glycol acrylate (polyethylene glycol chain number 13) / N,N-dimethylacrylamide / dimethylaminopropylacrylamide methyl chloride quaternary salt copolymer (molar ratio in copolymerization 2/1/2, Mw: 200 ,000, manufactured by Osaka Organic Chemical Industry Co., Ltd.) in a phosphate buffer solution was used in the same manner as in Example 8, except that a solution containing 0.3% by mass was used. Tables 1 to 3 show the results of evaluating the obtained coated medical device by the above method.
  • Example 13 As solution a, methoxy polyethylene glycol acrylate (polyethylene glycol chain number 13) / vinylpyrrolidone / dimethylaminopropyl acrylamide methyl chloride quaternary salt copolymer (molar ratio in copolymerization 4/3/3, Mw: 760,000, Osaka Organic Chemical Industry Co., Ltd.) was used in the same manner as in Example 8, except that a solution containing 0.3% by mass of phosphate buffer was used. Tables 1 to 3 show the results of evaluating the obtained coated medical device by the above method.
  • Example 11 The same operation as in Example 1 was performed except that a phosphate buffer was used instead of the solution a. Tables 4 to 6 show the results of evaluating the obtained medical device (no polymer layer was observed) by the above method.
  • Comparative Example 12 The same operation as in Comparative Example 11 was performed, except that a commercially available hydrogel lens "Medalist 1day Plus” (registered trademark) (manufactured by Bausch & Lomb, hilafilcon B) containing 2-hydroxyethyl methacrylate as the main component was used as the medical device. .
  • Tables 4 to 6 show the results of evaluating the obtained medical device (no polymer layer was observed) by the above method.
  • Comparative Example 13 The same operation as in Comparative Example 11 was performed except that a commercially available PFII catheter tube (manufactured by Toray Industries, Inc.) containing polyurethane as the main component was used as the medical device. Tables 4 to 6 show the results of evaluating the obtained medical device (no polymer layer was observed) by the above method.
  • Comparative Example 14 The same operation as in Comparative Example 11 was performed, except that a commercially available film "Mictron” (registered trademark) (manufactured by Toray Industries, Inc.) mainly composed of para-aromatic polyamide (aramid) was used as the medical device. Tables 4 to 6 show the results of evaluating the obtained medical device (hydrophilic polymer layer was not confirmed) by the above method.
  • Comparative Example 16 The same operation as in Comparative Example 10 was performed, except that a commercially available hydrogel lens "Medalist 1day Plus” (registered trademark) (manufactured by Bausch & Lomb, hilafilcon B) containing 2-hydroxyethyl methacrylate as the main component was used as the medical device. .
  • Tables 4 to 6 show the results of evaluating the obtained medical device (no polymer layer was observed) by the above method.

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Abstract

本発明は、十分な親水性等の特性に加えて、菌付着抑制性が付与された被覆医療デバイス、および、その簡便な製造方法を提供することを目的とする。本発明は、医療デバイスと、該医療デバイスの表面を被覆する、親水性ポリマー層と、を備える被覆医療デバイスであって、該親水性ポリマー層は、親水性ポリマーＡを含み、該親水性ポリマーＡは、第４級アンモニウムカチオン基を有する化合物ａ１と、特定構造を有する化合物ａ２とを、モノマー単位として含み、上記化合物ａ１と上記化合物ａ２との共重合比率が、６／９４～９４／６である、被覆医療デバイス、および、その製造方法を提供する。

Description

被覆医療デバイスおよびその製造方法
　本発明は、被覆医療デバイスおよびその製造方法に関する。
　従来、シリコーンゴムやヒドロゲル（ハイドロゲル）等の軟質材料を用いた医療デバイス、または、金属やガラス等の硬質材料を用いた医療デバイスが、種々の分野において多様な用途に用いられている。
　医療デバイスを生体内に挿入したり、生体表面に貼付したりする場合、その生体適合性を向上させることを目的とした、医療デバイスの表面改質が重要となる。表面改質によって、生体適合性の向上に加えて医療デバイスに親水性、易滑性、菌付着抑制性といった特性を付与すれば、使用者の使用感の向上、不快感の低減、症状の改善等を期待することができる。
　医療デバイスの表面改質の方法としては、例えば、ポリビニルピロリドンをはじめとする、１種類以上のポリマーを含むｐＨ６～９の溶液中で医療デバイスをオートクレーブ滅菌することによって表面に被覆を形成し、医療デバイスの装着性を向上させる方法が知られている（特許文献１～３）。
特許第５１５４２３１号 特表２０１０－５０８５６３号公報 特開２０１７－１７６８２１号公報
　しかしながら、特許文献１～３に開示された発明は、いずれも医療デバイスの表面に十分な親水性等を付与できるものではなく、さらには、医療デバイスに菌付着抑制性を付与できる方法ではなかった。
　そこで本発明は、十分な親水性等の特性に加えて、菌付着抑制性が付与された被覆医療デバイス、および、その簡便な製造方法を提供することを目的とする。
　上記の目的を達成するために、本発明は、医療デバイスと、該医療デバイスの表面を被覆する、親水性ポリマー層と、を備える被覆医療デバイスであって、該親水性ポリマー層は、親水性ポリマーＡを含み、該親水性ポリマーＡは、下記一般式（Ｉ）で表される第４級アンモニウムカチオン基を有する化合物ａ１と、下記一般式（ＩＩ）で表される化合物ａ２とを、モノマー単位として含み、上記化合物ａ１と上記化合物ａ２との共重合比率が、質量比で６／９４～９４／６である、被覆医療デバイスである。
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000005
一般式（Ｉ）中、Ｒ１は置換されていてもよい炭素数１～２０の２価の有機基を表し、Ｒ２～Ｒ４はそれぞれ独立して、置換されていてもよい炭素数１～２０のアルキル基、または、置換されていてもよい炭素数６～２０のアリール基を表す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000006
一般式（ＩＩ）中、Ｌ１は水素原子またはメチル基を表し、Ｘは酸素原子またはＮＡ２を表し、Ａ２は水素原子またはアルキル基を表し、ｍは１～３０の整数を表し、Ｙは水素原子またはアルキル基を表す。
　また、本発明は、（Ａ）容器内に医療デバイスを格納し、該医療デバイスと、親水性ポリマーＡを含む溶液ａとを接触させる、接触工程と、（Ｃ）前記容器を加熱する、加熱工程と、を備え、前記親水性ポリマーＡは、上記一般式（Ｉ）で表される第４級アンモニウムカチオン基を有する化合物ａ１と、上記一般式（ＩＩ）で表される化合物ａ２とを、モノマー単位として含み、前記化合物ａ１と前記化合物ａ２との共重合比率が、質量比で６／９４～９４／６であり、
一般式（Ｉ）中、Ｒ１は置換されていてもよい炭素数１～２０の２価の有機基を表し、Ｒ２～Ｒ４はそれぞれ独立して、置換されていてもよい炭素数１～２０のアルキル基、または、置換されていてもよい炭素数６～２０のアリール基を表す；
一般式（ＩＩ）中、Ｌ１は水素原子またはメチル基を表し、Ｘは酸素原子またはＮＡ２を表し、Ａ２は水素原子またはアルキル基を表し、ｍは１～３０の整数を表し、Ｙは水素原子またはアルキル基を表す；
　前記加熱工程後の溶液ａのｐＨが、６．１～８．０である、上記の被覆医療デバイスの製造方法である。
　本発明によれば、医療デバイスに要求される十分な親水性等の基本的な特性に加えて、菌付着抑制性が付与された被覆医療デバイスを提供することができる。また、本発明の製造方法によれば、その被覆医療デバイスを簡便なプロセスで得ることができる。
　本発明の被覆医療デバイスは、医療デバイスと、該医療デバイスの表面を被覆する、親水性ポリマー層と、を備える。該親水性ポリマー層は、親水性ポリマーＡを含み、該親水性ポリマーＡは、下記一般式（Ｉ）で表される第４級アンモニウムカチオン基を有する化合物ａ１と、下記一般式（ＩＩ）で表される化合物ａ２とを、モノマー単位として含み、上記化合物ａ１と上記化合物ａ２との共重合比率が、質量比で６／９４～９４／６であることを特徴とする。
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000007
一般式（Ｉ）中、Ｒ１は置換されていてもよい炭素数１～２０の２価の有機基を表し、Ｒ２～Ｒ４はそれぞれ独立して、置換されていてもよい炭素数１～２０のアルキル基、または、置換されていてもよい炭素数６～２０のアリール基を表す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000008
一般式（ＩＩ）中、Ｌ１は水素原子またはメチル基を表し、Ｘは酸素原子またはＮＡ２を表し、Ａ２は水素原子またはアルキル基を表し、ｍは１～３０の整数を表し、Ｙは水素原子またはアルキル基を表す。
　本発明の被覆医療デバイスが備える医療デバイスとしては、例えば、眼用レンズ、皮膚用被覆材、創傷被覆材、皮膚用保護材、皮膚用薬剤担体、輸液用チューブ、気体輸送用チューブ、排液用チューブ、血液回路、被覆用チューブ、カテーテル、ステント、シース、バイオセンサーチップ、人工心肺または内視鏡用被覆材が挙げられる。ここで眼用レンズとしては、例えば、コンタクトレンズ、眼内レンズ、人工角膜、角膜インレイ、角膜オンレイまたはメガネレンズが挙げられる。
　医療デバイスを構成する材料としては、含水性材料および低含水性材料のいずれであっても構わない。含水性材料としては、例えば、ヒドロゲルまたはシリコーンヒドロゲルが挙げられるが、医療デバイスがコンタクトレンズである場合には、優れた親水性と易滑性とを示す、耐久性ある表面層が形成でき、長時間の装用において効果が持続しやすいことから、ヒドロゲルが好ましい。低含水性材料としては、例えば、低含水性軟質材料または低含水性硬質材料が挙げられる。なお、低含水性材料とは、含水率が１０質量％以下の材料を言う。
　以下、ヒドロゲルまたはシリコーンヒドロゲルの名称を表すのにＵｎｉｔｅｄ　Ｓｔａｔｅｓ　Ａｄｏｐｔｅｄ　Ｎａｍｅｓ（ＵＳＡＮ）を用いる場合がある。ＵＳＡＮにおいては末尾にＡ、Ｂ、Ｃ等の記号を付記して材料の変種を表す場合があるが、本明細書では、末尾の記号を付記与しない場合には全ての変種を表すものとする。例えば、単に「オクフィルコン（ｏｃｕｆｉｌｃｏｎ）」と表記した場合には、「オクフィルコンＡ（ｏｃｕｆｉｌｃｏｎＡ）」、「オクフィルコンＢ（ｏｃｕｆｉｌｃｏｎＢ）」、「オクフィルコンＣ（ｏｃｕｆｉｌｃｏｎＣ）」、「オクフィルコンＤ（ｏｃｕｆｉｌｃｏｎＤ）」、「オクフィルコンＥ（ｏｃｕｆｉｌｃｏｎＥ）」または「オクフィルコンＦ（ｏｃｕｆｉｌｃｏｎＦ）」等の、オクフィルコン（ｏｃｕｆｉｌｃｏｎ）の全ての変種を表すものとする。
　ヒドロゲルとしては、例えば、テフィルコン（ｔｅｆｉｌｃｏｎ）、テトラフィルコン（ｔｅｔｒａｆｉｌｃｏｎ）、へフィルコン（ｈｅｆｉｌｃｏｎ）、マフィルコン（ｍａｆｉｌｃｏｎ）、ポリマコン（ｐｏｌｙｍａｃｏｎ）、ヒオキシフィルコン（ｈｉｏｘｉｆｉｌｃｏｎ）、アルファフィルコン（ａｌｆａｆｉｌｃｏｎ）、オマフィルコン（ｏｍａｆｉｌｃｏｎ）、ヒキソイフィルコン（ｈｉｘｏｉｆｉｌｃｏｎ）、ネルフィルコン（ｎｅｌｆｉｌｃｏｎ）、ネソフィルコン（ｎｅｓｏｆｉｌｃｏｎ）、ヒラフィルコン（ｈｉｌａｆｉｌｃｏｎ）、アコフィルコン（ａｃｏｆｉｌｃｏｎ）、デルタフィルコン（ｄｅｌｔａｆｉｌｃｏｎ）、エタフィルコン（ｅｔａｆｉｌｃｏｎ）、フォコフィルコン（ｆｏｃｏｆｉｌｃｏｎ）、オクフィルコン（ｏｃｕｆｉｌｃｏｎ）、フェムフィルコン（ｐｈｅｍｆｉｌｃｏｎ）、メサフィルコン（ｍｅｔｈａｆｉｌｃｏｎ）またはビルフィルコン（ｖｉｌｆｉｌｃｏｎ）が挙げられる。
　医療デバイスがヒドロゲルからなるコンタクトレンズである場合には、米国食品医薬品局（ＦＤＡ）が定めるコンタクトレンズの分類Ｇｒｏｕｐ１～Ｇｒｏｕｐ４に属することとなるが、良好な菌付着抑制性および親水性を示すＧｒｏｕｐ２またはＧｒｏｕｐ４が好ましく、Ｇｒｏｕｐ４がより好ましい。
　Ｇｒｏｕｐ１に属する含水率５０質量％未満かつ非イオン性のヒドロゲルとしては、例えば、テフィルコン（ｔｅｆｉｌｃｏｎ）、テトラフィルコン（ｔｅｔｒａｆｉｌｃｏｎ）、ヘリフィルコン（ｈｅｌｆｉｌｃｏｎ）、マフィルコン（ｍａｆｉｌｃｏｎ）、ポリマコン（ｐｏｌｙｍａｃｏｎ）またはヒオキシフィルコン（ｈｉｏｘｉｆｉｌｃｏｎ）が挙げられる。
　Ｇｒｏｕｐ２に属する含水率が５０質量％以上かつ非イオン性のヒドロゲルとしては、例えば、アルファフィルコン（ａｌｆａｆｉｌｃｏｎ）、オマフィルコン（ｏｍａｆｉｌｃｏｎ）、ヒキソイフィルコン（ｈｉｘｏｉｆｉｌｃｏｎ）、ネルフィルコン（ｎｅｌｆｉｌｃｏｎ）、ネソフィルコン（ｎｅｓｏｆｉｌｃｏｎ）、ヒラフィルコン（ｈｉｌａｆｉｌｃｏｎ）またはアコフィルコン（ａｃｏｆｉｌｃｏｎ）が挙げられるが、良好な菌付着抑制性および親水性を示す、オマフィルコン（ｏｍａｆｉｌｃｏｎ）、ヒキソイフィルコン（ｈｉｘｏｉｆｉｌｃｏｎ）、ネルフィルコン（ｎｅｌｆｉｌｃｏｎ）またはネソフィルコン（ｎｅｓｏｆｉｌｃｏｎ）が好ましく、オマフィルコン（ｏｍａｆｉｌｃｏｎ）またはヒキソイフィルコン（ｈｉｘｏｉｆｉｌｃｏｎ）がより好ましく、オマフィルコン（ｏｍａｆｉｌｃｏｎ）がさらに好ましい。
　Ｇｒｏｕｐ３に属する含水率５０質量％未満かつイオン性のヒドロゲルとしては、例えば、デルタフィルコン（ｄｅｌｔａｆｉｌｃｏｎ）が挙げられる。
　Ｇｒｏｕｐ４に属する含水率が５０質量％以上かつイオン性のヒドロゲルとしては、例えば、エタフィルコン（ｅｔａｆｉｌｃｏｎ）、フォコフィルコン（ｆｏｃｏｆｉｌｃｏｎ）、オクフィルコン（ｏｃｕｆｉｌｃｏｎ）、フェムフィルコン（ｐｈｅｍｆｉｌｃｏｎ）、メサフィルコン（ｍｅｔｈａｆｉｌｃｏｎ）またはビルフィルコン（ｖｉｌｆｉｌｃｏｎ）が挙げられるが、良好な菌付着抑制性および親水性を示す、エタフィルコン（ｅｔａｆｉｌｃｏｎ）、フォコフィルコン（ｆｏｃｏｆｉｌｃｏｎ）、オクフィルコン（ｏｃｕｆｉｌｃｏｎ）またはフェムフィルコン（ｐｈｅｍｆｉｌｃｏｎ）が好ましく、エタフィルコン（ｅｔａｆｉｌｃｏｎ）またはオクフィルコン（ｏｃｕｆｉｌｃｏｎ）がより好ましく、エタフィルコン（ｅｔａｆｉｌｃｏｎ）がさらに好ましい。
　医療デバイスがシリコーンヒドロゲルからなるコンタクトレンズである場合には、米国食品医薬品局（ＦＤＡ）が定めるコンタクトレンズの分類Ｇｒｏｕｐ５に属することが好ましい。
　Ｇｒｏｕｐ５に属するシリコーンヒドロゲルとしては、主鎖および／または側鎖にケイ素原子を有し、かつ、親水性を有するポリマーが好ましく、例えば、シロキサン結合を含有するモノマーと親水性モノマーとのコポリマーが挙げられる。そのようなコポリマーとしては、例えば、ロトラフィルコン（ｌｏｔｒａｆｉｌｃｏｎ）、ガリフィルコン（ｇａｌｙｆｉｌｃｏｎ）、ナラフィルコン（ｎａｒａｆｉｌｃｏｎ）、セノフィルコン（ｓｅｎｏｆｉｌｃｏｎ）、コムフィルコン（ｃｏｍｆｉｌｃｏｎ）、エンフィルコン（ｅｎｆｉｌｃｏｎ）、バラフィルコン（ｂａｌａｆｉｌｃｏｎ）、エフロフィルコン（ｅｆｒｏｆｉｌｃｏｎ）、ファンフィルコン（ｆａｎｆｉｌｃｏｎ）、ソモフィルコン（ｓｏｍｏｆｉｌｃｏｎ）、サムフィルコン（ｓａｍｆｉｌｃｏｎ）、オリフィルコン（ｏｌｉｆｉｌｃｏｎ）、アスモフィルコン（ａｓｍｏｆｉｌｃｏｎ）、フォーモフィルコン（ｆｏｒｍｏｆｉｌｃｏｎ）、ステンフィルコン（ｓｔｅｎｆｉｌｃｏｎ）、アバフィルコン（ａｂａｆｉｌｃｏｎ）、マンゴフィルコン（ｍａｎｇｏｆｉｌｃｏｎ）、リオフィルコン（ｒｉｏｆｉｌｃｏｎ）、シフィルコン（ｓｉｆｉｌｃｏｎ）、ララフィルコン（ｌａｒａｆｉｌｃｏｎ）またはデレフィルコン（ｄｅｌｅｆｉｌｃｏｎ）が挙げられるが、菌付着抑制性に加えて良好な親水性や防汚性を示す、ロトラフィルコン（ｌｏｔｒａｆｉｌｃｏｎ）、ガリフィルコン（ｇａｌｙｆｉｌｃｏｎ）、ナラフィルコン（ｎａｒａｆｉｌｃｏｎ）、セノフィルコン（ｓｅｎｏｆｉｌｃｏｎ）、コムフィルコン（ｃｏｍｆｉｌｃｏｎ）、エンフィルコン（ｅｎｆｉｌｃｏｎ）、ステンフィルコン（ｓｔｅｎｆｉｌｃｏｎ）、ソモフィルコン（ｓｏｍｏｆｉｌｃｏｎ）、デレフィルコン（ｄｅｌｅｆｉｌｃｏｎ）、バラフィルコン（ｂａｌａｆｉｌｃｏｎ）またはサムフィルコン（ｓａｍｆｉｌｃｏｎ）が好ましく、ロトラフィルコン（ｌｏｔｒａｆｉｌｃｏｎ）、ナラフィルコン（ｎａｒａｆｉｌｃｏｎ）、セノフィルコン（ｓｅｎｏｆｉｌｃｏｎ）、コムフィルコン（ｃｏｍｆｉｌｃｏｎ）またはエンフィルコン（ｅｎｆｉｌｃｏｎ）がより好ましく、ナラフィルコン（ｎａｒａｆｉｌｃｏｎ）、セノフィルコン（ｓｅｎｏｆｉｌｃｏｎ）またはコムフィルコン（ｃｏｍｆｉｌｃｏｎ）がさらに好ましい。
　低含水性軟質材料または低含水性硬質材料としては、医療デバイスがコンタクトレンズである場合には、角膜への十分な酸素供給が可能な高い酸素透過性を示す、ケイ素原子を含む材料が好ましい。
　低含水性硬質材料としては、米国食品医薬品局（ＦＤＡ）が定めるコンタクトレンズの分類に属する低含水性硬質材料が好ましい。
　かかる低含水性硬質材料としては、主鎖および／または側鎖にシロキサン結合のようなケイ素原子を有するポリマーが好ましく、酸素透過性の高い、トリス（トリメチルシロキシ）シリルプロピルメタクリレート、両末端に二重結合を持ったポリジメチルシロキサンまたはシリコーン含有アクリレートもしくはシリコーン含有メタクリレート等を用いたホモポリマー、あるいは、これらと他のモノマーとのコポリマー等がより好ましい。
　具体的には、上記低含水性硬質材料が、ネオフォコン（ｎｅｏｆｏｃｏｎ）、パシフォコン（ｐａｓｉｆｏｃｏｎ）、テレフォコン（ｔｅｌｅｆｏｃｏｎ）、シラフォコン（ｓｉｌａｆｏｃｏｎ）、パフルフォコン（ｐａｆｌｕｆｏｃｏｎ）、ペトラフォコン（ｐｅｔｒａｆｏｃｏｎ）およびフルオロフォコン（ｆｌｕｏｒｏｆｏｃｏｎ）からなる群から選ばれることが好ましい。中でも、良好な菌付着抑制性と防汚性とを示すことから、ネオフォコン（ｎｅｏｆｏｃｏｎ）、パシフォコン（ｐａｓｉｆｏｃｏｎ）、テレフォコン（ｔｅｌｅｆｏｃｏｎ）またはシラフォコン（ｓｉｌａｆｏｃｏｎ）がより好ましく、ネオフォコン（ｎｅｏｆｏｃｏｎ）、パシフォコン（ｐａｓｉｆｏｃｏｎ）またはテレフォコン（ｔｅｌｅｆｏｃｏｎ）がさらに好ましく、ネオフォコン（ｎｅｏｆｏｃｏｎ）が特に好ましい。
　医療デバイスがコンタクトレンズ以外である場合には、低含水性硬質材料として、ポリエチレン、ポリプロピレン、ポリスルホン、ポリエーテルイミド、ポリスチレン、ポリメチルメタクリレート、ポリアミド、ポリエステル、エポキシ樹脂、ポリウレタンまたはポリ塩化ビニルが好ましい。中でも、良好な菌付着抑制性と防汚性とを示すことから、ポリスルホン、ポリスチレン、ポリメチルメタクリレート、ポリウレタンまたはポリアミドがより好ましく、ポリメチルメタクリレートがさらに好ましい。
　低含水性軟質材料としては、例えば、国際公開第２０１３／０２４７９９号に開示された含水率が１０質量％以下、弾性率が１００～２，０００ｋＰａ、引張伸度が５０～３，０００％の材料や、エラストフィルコン（ｅｌａｓｔｏｆｉｌｃｏｎ）が挙げられる。
　本発明においては、医療デバイスが含水性であっても、低含水性であっても、医療デバイスの表面に適度な菌付着抑制性を付与することができるが、適度な菌付着抑制性を付与するため、医療デバイスの含水率は０．０００１質量％以上が好ましく、０．００１質量％以上がより好ましい。また医療デバイスの含水率は、８０質量％以下が好ましく、７０質量％以下がより好ましく、６０質量％以下がさらに好ましい。
　医療デバイスがコンタクトレンズである場合には、眼の中でのレンズの動きが確保されやすいことから、医療デバイスの含水率は１５質量％以上が好ましく、２０質量％以上がより好ましい。
　上記親水性ポリマーＡは、親水性を有する。ここで「親水性を有する」とは、室温（２０～２３℃）の水１００質量部または水１００質量部とｔｅｒｔ－ブタノール１００質量部との混合液に、そのポリマーが０．０００１質量部以上可溶であることをいう。０．０１質量部以上可溶であることが好ましく、０．１質量部以上可溶であることがより好ましく、１質量部以上可溶であることがさらに好ましい。
　上記親水性ポリマーＡは、下記一般式（Ｉ）で表される第４級アンモニウムカチオン基を有する化合物ａ１と、下記一般式（ＩＩ）で表される化合物ａ２とを、モノマー単位として含み、上記化合物ａ１と上記化合物ａ２との共重合比率が、６／９４～９４／６である。ここで上記化合物ａ１と上記化合物ａ２との共重合比率とは、「化合物ａ１の質量／化合物ａ２の質量」で表される数値をいう。
　化合物ａ１および化合物ａ２としては、それぞれ、単一のモノマー、または、構造の異なる複数のモノマーの混合物を用いることができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000009
一般式（Ｉ）中、Ｒ１は置換されていてもよい炭素数１～２０の２価の有機基を表し、Ｒ２～Ｒ４はそれぞれ独立して、置換されていてもよい炭素数１～２０のアルキル基、または、置換されていてもよい炭素数６～２０のアリール基を表す。
　Ｒ１としては、例えば、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、ドデシレン基もしくはオクタデシレン基等のアルキレン基；または、フェニレン基もしくはナフチレン基等のアリーレン基が挙げられる。これらのアルキレン基およびアリーレン基は直鎖状であっても、分岐状であっても構わない。Ｒ１の炭素数は、水との相溶性と菌付着抑制性との両方を適度なものとするため、１～１６が好ましく、１～１０がより好ましい。
　Ｒ１が置換されている場合の置換基としては、例えば、水酸基、カルボキシル基、スルホン酸基、リン酸基、エステル基、エーテル基またはアミド基が挙げられる。水との相溶性を高めるためには、水酸基、エステル基、エーテル基またはアミド基が好ましく、得られる菌付着抑制性を高めるためには、水酸基またはエーテル基が好ましい。
　Ｒ１のより好適な例としては、エチレン基、プロピレン基、ブチレン基および下記式（ａ１）～（ａ４）で表される有機基などが挙げられる。エチレン基、プロピレン基または下記一般式（ａ１）～（ａ４）で表される有機基がより好ましく、エチレン基、プロピレン基または下記一般式（ａ２）で表される有機基がさらに好ましい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000010
　Ｒ２～Ｒ４としては、それぞれ独立して、例えば、メチル基、エチル基、プロピル基、ブチル基、ペンチル基、オクチル基、デシル基、ドデシル基もしくはオクタデシル基等のアルキル基；または、フェニル基もしくはナフチル基等のアリール基が挙げられる。これらのアルキル基およびアリール基は直鎖状であっても、分岐状であっても構わない。Ｒ２～Ｒ４がアルキル基である場合の炭素数は、水との相溶性と菌付着抑制性との両方を適度なものとするため、１～１６が好ましく、１～１０がより好ましい。Ｒ２～Ｒ４がアリール基である場合の炭素数は、水との相溶性と他の化合物との重合しやすさから、６～１８が好ましく、６～１２がより好ましい。
　一般式（Ｉ）で表される第４級アンモニウムカチオン基は、通常、対アニオンを随伴する。好適な対アニオンとしては、例えば、塩化物イオン、臭化物イオンもしくはヨウ化物イオン等のハロゲン化物イオン；水酸化物イオン、カルボキシレートイオン、スルホネートイオン、硫酸イオン、硝酸イオン、炭酸イオン、リン酸イオン、ホウ酸イオンまたは次亜塩素酸イオン等が挙げられる。
　一般式（Ｉ）で表される第４級アンモニウムカチオン基を有する化合物としては、重合性の高さの観点で、一般式（Ｉ）で表される第４級アンモニウムカチオン基の他に、重合性炭素炭素不飽和結合を有する化合物が好ましい。重合性炭素炭素不飽和結合を有する化合物としては、例えば、ビニル基を有する化合物、アリル基を有する化合物、マレイン酸エステル化合物、マレイミド化合物、イタコン酸エステル化合物、メタクリル酸エステル化合物、アクリル酸エステル化合物、メタクリルアミド化合物またはアクリルアミド化合物が挙げられる。これらの中で、メタクリル酸エステル化合物、アクリル酸エステル化合物、メタクリルアミド化合物またはアクリルアミド化合物が好ましい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000011
一般式（ＩＩ）中、Ｌ１は水素原子またはメチル基を表し、Ｘは酸素原子またはＮＡ２を表し、Ａ２は水素原子またはアルキル基を表し、ｍは１～３０の整数を表し、Ｙは水素原子またはアルキル基を表す。
　Ａ２がアルキル基の場合、直鎖状でも分岐状でも構わないが、炭素数１～１０のアルキル基であることが好ましい。Ａ２としては、例えば、メチル基、エチル基、プロピル基、２－プロピル基、ブチル基、２－ブチル基、ｔｅｒｔ－ブチル基、ペンチル基、２－ペンチル基、３－ペンチル基、ヘキシル基、ヘプチル基またはオクチル基が挙げられる。
　ｍは、適度な親水性と重合の容易さとの観点から、３～３０が好ましい。ｍの下限は、４がより好ましく、７がさらに好ましく、９が特に好ましい。ｍの上限は、２５がより好ましく、２３がさらに好ましく、１３が特に好ましい。
　Ｙは、被覆層の形成しやすさの観点から、アルキル基が好ましく、炭素数１～５のアルキル基がより好ましく、メチル基、エチル基、プロピル基、イソプロピル基またはブチル基がさらに好ましく、メチル基またはエチル基が特に好ましく、メチル基が最も好ましい。
　上記化合物ａ１と上記化合物ａ２との共重合比率は、重合の容易さと、菌付着抑制性や耐久性を有する親水性等の機能の発現しやすさの観点から、質量比で６／９４～９４／６の範囲にある。つまり、親水性ポリマーＡ全体を１００質量％として、化合物ａ１が占める割合は６質量％以上である必要があり、１０質量％以上がより好ましく、１３質量％以上がさらに好ましく、２０質量％以上が特に好ましい。また化合物ａ１が占める割合は９４質量％以下である必要があり、９０質量％以下が好ましく、８０質量％以下がより好ましく、７０質量％以下がさらに好ましく、５０質量％以下が特に好ましい。また親水性ポリマーＡ全体を１００質量％として、化合物ａ２が占める割合は、６質量％以上である必要があり、１０質量％以上が好ましく、２０質量％以上がより好ましく、３０質量％以上がさらに好ましく、４０質量％以上が特に好ましい。また化合物ａ２が占める割合は、９４質量％以下である必要があり、９０質量％以下が好ましく、８５質量％以下がより好ましく、８０質量％以下がさらに好ましい。
　親水性ポリマーＡは、上記化合物ａ１および上記化合物ａ２以外のモノマー単位を含んでもよい。アミド基を有する化合物をモノマー単位として含む場合、親水性ポリマーＡは、アミド基を有する。親水性ポリマーＡが、アミド基を有する場合、親水性ポリマーＡを水に溶解する際に適度な粘性を発現するため、親水性のみならず易滑性のある表面を形成できることから好ましい。
　アミド基を有する化合物としては、重合の容易さの点で、アクリルアミド基もしくはメタクリルアミド基を有する化合物、または、Ｎ－ビニルカルボン酸アミド（環状のものを含む）が好ましい。ただし、上記一般式（ＩＩ）を満たす化合物は、ここでいうアミド基を有する化合物から除くものとする。
　具体的には、例えば、Ｎ－ビニルピロリドン、Ｎ－ビニルカプロラクタム、Ｎ－ビニルアセトアミド、Ｎ－メチル－Ｎ－ビニルアセトアミド、Ｎ－ビニルホルムアミド、Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド、Ｎ－イソプロピルアクリルアミド、Ｎ－メチルアクリルアミド、Ｎ－エチルアクリルアミド、Ｎ－ブチルアクリルアミド、Ｎ－ｔｅｒｔ－ブチルアクリルアミド、Ｎ－ヒドロキシメチルアクリルアミド、Ｎ－メトキシメチルアクリルアミド、Ｎ－エトキシメチルアクリルアミド、Ｎ－プロポキシメチルアクリルアミド、Ｎ－イソプロポキシメチルアクリルアミド、Ｎ－（２－ヒドロキシエチル）アクリルアミド、Ｎ－ブトキシメチルアクリルアミド、Ｎ－イソブトキシメチルアクリルアミド、Ｎ－ヒドロキシメチルメタクリルアミド、Ｎ－メトキシメチルメタクリルアミド、Ｎ－エトキシメチルメタクリルアミド、Ｎ－プロポキシメチルメタクリルアミド、Ｎ－ブトキシメチルメタクリルアミド、Ｎ－イソブトキシメチルメタクリルアミド、アクリロイルモルホリンまたはアクリルアミドが挙げられる。易滑性を高めるため、Ｎ－ビニルピロリドン、Ｎ－イソプロピルアクリアミドまたはＮ，Ｎ－ジメチルアクリルアミドが好ましく、Ｎ－イソプロピルアクリアミドまたはＮ，Ｎ－ジメチルアクリルアミドがより好ましく、Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミドがさらに好ましい。
　親水性ポリマーＡがアミド基を有する化合物をモノマー単位として含む場合、親水性ポリマーＡを構成するモノマー単位である、（i）上記化合物ａ１、（ii）上記化合物ａ２および（iii）アミド基を有する化合物の合計に対する（i）化合物ａ１の割合は、菌付着抑制性に加えて易滑性や体液に対する防汚性等の機能を発現しやすくするため、１０質量％以上が好ましく、１３質量％以上がより好ましく、２０質量％以上がさらに好ましい。また（i）化合物ａ１の割合は、９０質量％以下が好ましく、８０質量％以下がより好ましく、７０質量％以下がさらに好ましく、５０質量％以下が特に好ましい。（ii）化合物ａ２の割合は、１０質量％以上が好ましく、２０質量％以上がより好ましく、３０質量％以上がさらに好ましく、４０質量％以上が特に好ましい。また（ii）化合物ａ２の割合は、９０％質量以下が好ましく、８５質量％以下がより好ましく、８０質量％以下がさらに好ましい。（iii）アミド基を有する化合物の割合は、３質量％以上が好ましく、５質量％以上がより好ましく、１０質量％以上がさらに好ましく、１５質量％以上が特に好ましい。また（iii）アミド基を有する化合物の割合は、８０質量％以下が好ましく、７０質量％以下がより好ましく、６０質量％以下がさらに好ましく、５０質量％以下が特に好ましい。
　親水性ポリマーＡは、上記以外のその他の化合物をモノマー単位としてさらに含んでもよい。親水性ポリマーＡがモノマー単位として含むその他の化合物としては、例えば、グリセロールアクリレート、グリセロールメタクリレート、Ｎ－（４－ヒドロキシフェニル）マレイミド、ヒドロキシスチレンまたはビニルアルコール（前駆体としてカルボン酸ビニルエステル）が挙げられる。体液に対する防汚性を向上させるためには、グリセロールアクリレート、グリセロールメタクリレートまたはビニルアルコールが好ましく、グリセロールアクリレートまたはグリセロールメタクリレートがより好ましい。また、その他の化合物として、親水性、抗菌性、防汚性、薬効性等といった機能を示す化合物を使用することも可能である。
　医療デバイスの表面への親水性ポリマーＡの吸着力を高め、医療デバイスに十分な菌付着抑制性を付与するため、親水性ポリマーＡの重量平均分子量は、２，０００～１，５００，０００であることが好ましい。重量平均分子量は、５，０００以上であることがより好ましく、１０，０００以上であることがさらに好ましく、１００，０００以上であることが特に好ましい。また重量平均分子量は、１，２００，０００以下がより好ましく、１，０００，０００以下がさらに好ましく、９００，０００以下が特に好ましい。ここでいう重量平均分子量は、水系溶媒を展開溶媒として用いたゲル浸透クロマトグラフィー法で測定される、ポリエチレングリコール換算の重量平均分子量である。
　また、本発明の被覆医療デバイスの製造方法は、（Ａ）容器内に医療デバイスを格納し、該医療デバイスと、親水性ポリマーＡを含む溶液ａとを接触させる、接触工程と、（Ｃ）上記容器を加熱する、加熱工程と、を備え、上記親水性ポリマーＡは、下記一般式（Ｉ）で表される第４級アンモニウムカチオン基を有する化合物ａ１と、下記一般式（ＩＩ）で表される化合物ａ２とを、モノマー単位として含み、上記化合物ａ１と上記化合物ａ２との共重合比率が、質量比で６／９４～９４／６であり、
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000012
一般式（Ｉ）中、Ｒ１は置換されていてもよい炭素数１～２０の２価の有機基を表し、Ｒ２～Ｒ４はそれぞれ独立して、置換されていてもよい炭素数１～２０のアルキル基、または、置換されていてもよい炭素数６～２０のアリール基を表す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000013
一般式（ＩＩ）中、Ｌ１は水素原子またはメチル基を表し、Ｘは酸素原子またはＮＡ２を表し、Ａ２は水素原子またはアルキル基を表し、ｍは１～３０の整数を表し、Ｙは水素原子またはアルキル基を表す；
上記加熱工程後の溶液ａのｐＨが、６．１～８．０であることを特徴とする。
　親水性ポリマーＡを含む溶液ａ中の親水性ポリマーＡの濃度は、溶液ａの粘度を適度なものとするため、０．０００１～３０質量％の範囲であることが好ましい。親水性ポリマーＡの濃度は、０．００１質量％以上がより好ましく、０．００５質量％以上がさらに好ましい。また親水性ポリマーＡの濃度は、１０．０質量％以下であることがより好ましく、５．０質量％以下であることがさらに好ましく、１．０質量％以下であることがさらに好ましく、０．５質量％以下であることが特に好ましい。
　親水性ポリマーＡを含む溶液ａの溶媒としては、取り扱いの容易さから、水溶性有機溶媒もしくは水、またはこれらの混合溶媒が好ましく、水と水溶性有機溶媒との混合溶媒または水がより好ましく、水がさらに好ましい。水溶性有機溶媒としては、水溶性アルコール類が好ましく、炭素数６以下の水溶性アルコールがより好ましく、炭素数５以下の水溶性アルコールがさらに好ましい。溶液ａは、さらに緩衝剤や他の添加物を含んでいても構わない。
　溶液ａが含む緩衝剤としては、例えば、ホウ酸、ホウ酸塩類（例：ホウ酸ナトリウム）、クエン酸、クエン酸塩類（例：クエン酸カリウム）、重炭酸塩（例：重炭酸ナトリウム）、リン酸緩衝液（例：Ｎａ２ＨＰＯ４、ＮａＨ２ＰＯ４またはＫＨ２ＰＯ４）、ＴＲＩＳ（トリス（ヒドロキシメチル）アミノメタン）、２－ビス（２－ヒドロキシエチル）アミノ－２－（ヒドロキシメチル）－１，３－プロパンジオール、ビス－アミノポリオール、トリエタノールアミン、ＡＣＥＳ（Ｎ－（２－アセトアミド）－２－アミノエタンスルホン酸）、ＢＥＳ（Ｎ，Ｎ－ビス（２－ヒドロキシエチル）－２－アミノエタンスルホン酸）、ＨＥＰＥＳ（４－（２－ヒドロキシエチル）－１－ピペラジンエタンスルホン酸）、ＭＥＳ（２－（Ｎ－モルホリノ）エタンスルホン酸）、ＭＯＰＳ（３－［Ｎ－モルホリノ］－プロパンスルホン酸）、ＰＩＰＥＳ（ピペラジン－Ｎ，Ｎ’－ビス（２－エタンスルホン酸）もしくはＴＥＳ（Ｎ－［トリス（ヒドロキシメチル）メチル］－２－アミノエタンスルホン酸）またはそれらの塩が挙げられる。溶液ａに占める緩衝剤の割合は、所望のｐＨを達成するために適宜調整すればよいが、通常は、０．００１～２．０００質量％が好ましい。緩衝剤の割合は、０．０１０質量％以上がより好ましく、０．０５０質量％以上がさらに好ましい。また緩衝剤の割合は、１．０００質量％以下がより好ましく、０．３００質量％以下がさらに好ましい。
　溶液ａの調整に用いる緩衝剤溶液のｐＨは、生理学的に許容できる範囲である６．３～７．８が好ましい。緩衝剤溶液のｐＨは、６．５以上がより好ましく、６．８以上がさらに好ましい。また緩衝剤溶液のｐＨは、７．６以下がより好ましく、７．４以下がさらに好ましい。
　接触工程において医療デバイスを格納する容器としては、例えば、医療デバイスが眼用レンズである場合には、眼用レンズの包装に使用されるバイアルまたはブリスター容器が挙げられる。ブリスター容器は、通常、そのキャビティの縁の周囲にそり立つ平面フランジで囲まれた、プラスチックベース部と、平面フランジに接着されキャビティを密閉する、軟質のカバーシートとからなる。
　プラスチックベース部の材料としては、例えば、フッ素樹脂、ポリアミド、ポリアクリレート、ポリエチレン、ナイロン類、オレフィンコポリマー類（例：ポリプロピレンとポリエチレンのコポリマー）、ポリエチレンテレフタレート、ポリ塩化ビニル、非結晶質ポリオレフィン、ポリカルボナート、ポリスルホン、ポリブチレンテレフタレート、ポリプロピレン、ポリメチルペンテン、ポリエステル類、ゴム類またはウレタンが挙げられる。
　軟質のカバーシートとしては、例えば、アルミニウム箔がコーティングされたポリプロピレンシートのような、ラミネート材が挙げられる。
　本発明の被覆医療デバイスの製造方法は、（Ｃ）上記容器を加熱する、加熱工程を備える。
　上記加熱の方法としては、例えば、加温法（熱風）、高圧蒸気滅菌法、乾熱滅菌法、火炎滅菌法、煮沸消毒法、流通蒸気消毒法、電磁波（γ線またはマイクロ波等）照射、酸化エチレンガス滅菌法（ＥＯＧ滅菌法）または紫外線滅菌法が挙げられる。医療デバイスに十分な親水性を付与することができ、かつ製造コストも低いことから、高圧蒸気滅菌法が好ましく、装置としてオートクレーブを用いたオートクレーブ滅菌がより好ましい。
　加熱温度は、医療デバイスに十分な菌付着抑制性を付与しつつ、得られる被覆医療デバイス自体の強度に影響が及ばないようにするため、８０～２００℃が好ましい。加熱温度は、９０℃以上がより好ましく、１０５℃以上がさらに好ましく、１１０℃以上がさらに好ましく、１１５℃以上がさらに好ましく、１２１℃以上が特に好ましい。また加熱温度は、１８０℃以下がより好ましく、１７０℃以下がさらに好ましく、１５０℃以下が特に好ましい。
　また加熱時間は、加熱温度と同様の理由から、１～６００分が好ましい。加熱時間は、２分以上がより好ましく、５分以上がさらに好ましく、１０分以上が特に好ましい。また加熱時間は、４００分以下がより好ましく、３００分以下がさらに好ましく、１００分以下が特に好ましい。
　本発明の被覆医療デバイスの製造方法は、前記接触工程後、前記加熱工程前に、さらに（Ｂ）上記医療デバイスを格納した上記容器を密閉する、密閉工程を備えることが好ましい。医療デバイスを格納した容器を密閉してから加熱工程を実施した場合、医療デバイスの表面に菌付着抑制性を付与すると同時に、得られる被覆医療デバイスの滅菌を行い、その滅菌状態を維持することが可能となり、製造工程の削減という観点から工業的に重要な意味を持つ。すなわち、本発明の被覆医療デバイスの製造方法では、製造プロセスの簡略化のため、上記加熱工程により医療デバイスを滅菌することが好ましい。ここで容器を密閉する手段としては、例えば、医療デバイスを格納する容器としてキャップ付きのバイアルまたはブリスター容器を使用することにより容器を密閉する手段が挙げられる。また医療デバイスがコンタクトレンズである場合には、医療デバイスを格納する容器として、コンタクトレンズのケア用品付属の一般的なレンズケースを使用することにより容器を密閉する手段も一例として挙げられる。
　上記の加熱工程後に、得られた被覆医療デバイスに、さらに他の処理を行っても構わない。他の処理としては、例えば、親水性ポリマーを含まない緩衝剤溶液等を用いた同様の加熱処理、イオン線、電子線、陽電子線、エックス線、γ線もしくは中性子線等の放射線照射、反対の荷電を有するポリマー材料を１層ずつ交互にコーティングするＬｂＬ処理（Ｌａｙｅｒ　ｂｙ　Ｌａｙｅｒ処理；例えば、国際公開第２０１３／０２４８００号公報記載の処理）、または、金属イオンによる架橋処理もしくは化学架橋処理（例えば、特表２０１４－５３３３８１号公報記載の処理）が挙げられる。
　また上記の接触工程および加熱工程前に、医療デバイスの表面を前処理しても構わない。前処理としては、例えば、ポリアクリル酸等の酸や、水酸化ナトリウム等のアルカリによる加水分解処理が挙げられる。
　本発明の被覆医療デバイスの製造方法は、上記加熱工程後の溶液ａのｐＨが、６．１～８．０であることを必要とする。ｐＨがこの範囲にあることで、加熱工程後に得られた被覆医療デバイスを中性溶液で洗浄する必要が無くなり、製造工程の削減という観点から工業的に重要な意味を持つ。なお加熱工程後に中性溶液で洗浄を行った場合には、得られた被覆医療デバイスを再び滅菌する必要が生じる場合がある。加熱工程後の溶液ａのｐＨは、６．５以上が好ましく、６．６以上がより好ましく、６．７以上がさらに好ましく、６．８以上が特に好ましい。またｐＨは、７．９以下が好ましく、７．８以下がより好ましく、７．６以下がさらに好ましい。
　なお加熱工程前の溶液ａのｐＨも、６．１～８．０であることが好ましい。ここで、加熱工程前の溶液ａのｐＨとは、溶液ａを調製した後、室温（２０～２３℃）にて３０分間回転子を用い撹拌し、溶液を均一とした後に測定したｐＨの値をいう。
　上記溶液ａのｐＨは、ｐＨメーター（例えば、ｐＨメーター　Ｅｕｔｅｃｈ　ｐＨ２７００（Ｅｕｔｅｃｈ　Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ社製））を用いて測定することができる。なおｐＨの値の小数点以下第２位は、四捨五入する。
　得られた被覆医療デバイスにおける被覆層、すなわち親水性ポリマー層と、医療デバイスとの間には、共有結合が存在しないことが好ましい。共有結合が存在しないことで、医療デバイスが含水性材料であるか、低含水性材料であるかを問わずに、より簡便な工程で被覆医療デバイスを製造することが可能となる。ここで共有結合が存在しないとは、親水性ポリマー層と、医療デバイスとの間に化学反応性基またはそれが反応して生じた基が存在しないことをいう。化学反応性基またはそれが反応して生じた基が存在しないことは、電子エネルギー損失分光法、エネルギー分散型Ｘ線分光法もしくは飛行時間型２次イオン質量分析法等の元素分析、または、組成分析手段によって確認することができる。化学反応性基としては、例えば、アゼチジニウム基、エポキシ基、イソシアネート基、アジリジン基またはアズラクトン基が挙げられる。
　親水性ポリマー層の厚みは、凍結状態の被覆医療デバイスの長手方向に垂直な断面を、透過型電子顕微鏡を用いて観察したときに、１～９９ｎｍであることが好ましい。親水性ポリマー層の厚みがこの範囲にあることで、親水性や易滑性等の機能が発現しやすくなる。親水性ポリマー層の厚みは、５ｎｍ以上がより好ましく、１０ｎｍ以上がさらに好ましい。また親水性ポリマー層の厚みは、９５ｎｍ以下がより好ましく、９０ｎｍ以下がさらに好ましく、８５ｎｍ以下がさらに好ましく、５０ｎｍ以下がさらに好ましく、４０ｎｍ以下がさらに好ましく、３０ｎｍ以下がさらに好ましく、２０ｎｍ以下がさらに好ましく、１５ｎｍ以下が特に好ましい。なお被覆医療デバイスが眼用レンズである場合、親水性ポリマー層の厚みが１００ｎｍ未満であることで、網膜に焦点を合わせるための光の屈折が乱れず、視界不良が起こりにくくなる。
　なお得られた被覆医療デバイスにおける被覆層は、医療デバイスの表面の一部にのみ存在しても構わないし、表裏のいずれか片側の面全体にのみ存在しても構わないし、全表面に存在しても構わない。
　本発明の被覆医療デバイスにおいては、より強固な被覆を実現するため、親水性ポリマー層の少なくとも一部と、医療デバイスとが混和した状態で存在することが好ましい。ここで親水性ポリマー層と医療デバイスとが混和した状態とは、親水性ポリマー層中に医療デバイス由来の元素が検出される状態をいい、被覆医療デバイスの断面を走査透過電子顕微鏡法、電子エネルギー損失分光法、エネルギー分散型Ｘ線分光法もしくは飛行時間型２次イオン質量分析法等の元素分析、または、組成分析手段で観察することで確認することができる。
　親水性ポリマーを医療デバイスの表面に強固に固着させるため、医療デバイスの表面に、親水性ポリマー層の少なくとも一部が医療デバイスと混和した層である混和層が存在することが好ましい。混和層と、親水性ポリマーのみからなる単独層と、の二層構造が観察される場合、混和層の厚みは、上記親水性ポリマー層の厚みと同様に、凍結状態の被覆医療デバイスの長手方向に垂直な断面を、透過型電子顕微鏡を用いて観察して測定することができる。混和層の厚みは、親水性ポリマーを医療デバイスの表面に強固に固着させるため、混和層と単独層との合計厚みに対して、３％以上が好ましく、５％以上がより好ましく、１０％以上がさらに好ましい。また混和層の厚みは、親水性ポリマーが有する親水性を十分に発現させるため、混和層と単独層との合計厚みに対して、９８％以下が好ましく、９５％以下がより好ましく、９０％以下がさらに好ましく、８０％以下が特に好ましい。
　医療デバイスの表面の混和層に加えて、混和部分が観察されることも好ましい。ここで「混和部分」とは、親水性ポリマーと医療デバイスとが混和した、層構造を有しない部位をいう。すなわち、「混和部分が観察される」とは、親水性ポリマー層中の混和層以外の部分に医療デバイス由来の元素が検出されることを言う。混和部分の厚みは、混和層と混和部分との合計厚みに対して、３％以上が好ましく、５％以上がより好ましく、１０％以上がさらに好ましい。また混和部分の厚みは、親水性ポリマーが有する親水性を十分に発現させるため、混和層と混和部分との合計厚みに対して、９８％以下が好ましく、９５％以下がより好ましく、９０％以下がさらに好ましく、８０％以下が特に好ましい。
　被覆医療デバイスが眼用レンズ等である場合には、装用者の角膜への貼り付きを防止するだけではなく、乾燥感を感じにくく良好な装用感を長時間維持できる観点から、被覆医療デバイスの表面の液膜保持時間が長いことが好ましい。
　ここで被覆医療デバイスの表面の液膜保持時間とは、被覆医療デバイスを室温（２０～２３℃）の溶液中に静置して浸漬した後に、溶液から引き上げ、そのデバイスの長手方向が重力方向になるようにして空中にて保持した際の、表面の液膜が切れずに保持される時間をいう。試験片がコンタクトレンズのような球冠形状の場合は、球冠の縁部が形成する円の直径方向が重力方向になるように保持するものとする。なお「液膜が切れる」とは、被覆医療デバイスの表面を覆っている溶液の一部がはじかれ、被覆医療デバイスの表面が完全に液膜に覆われている状態ではなくなった状態をいう。なお液膜保持時間が長過ぎると、被覆医療デバイスの表面からの水分蒸発が進行しやすく親水性の効果が低くなることから、液膜保持時間は３００秒以下であることが好ましく、２００秒以下であることがより好ましい。
　被覆医療デバイスが眼用レンズ等である場合には、装用者の角膜への貼り付きを防止するだけではなく、乾燥感を感じにくく良好な装用感を長時間維持できる観点から、被覆医療デバイスの表面の液滴接触角が小さいことが好ましい。液滴接触角の測定方法については後述する。液滴接触角は、医療デバイスがケイ素原子を含む材料である場合には、８０°以下が好ましく、７０°以下が好ましく、６５°以下がさらに好ましい。
　また液滴接触角は、医療デバイスがケイ素原子を含まない材料である場合には、７０°以下が好ましく、６０°以下がより好ましく、５５°以下がさらに好ましい。
　被覆医療デバイスが、例えば生体内に挿入して用いられる被覆医療デバイスである場合には、その表面が優れた易滑性を有することが好ましい。易滑性を表す指標である摩擦係数は、０．５００以下が好ましく、０．２００以下がより好ましく、０．１００以下がさらに好ましく、０．０８０以下がさらに好ましい。一方で、易滑性が極端に高いと被覆医療デバイスの取扱が難しくなる場合があるので、摩擦係数は０．００１以上が好ましく、０．００２以上がより好ましい。摩擦係数の測定方法については後述する。
　被覆医療デバイスが眼用レンズ等の軟質医療デバイスである場合には、装用感を向上させるため、引張弾性率は１０．００ＭＰａ以下が好ましく、５．００ＭＰａ以下がより好ましく、３．００ＭＰａ以下がさらに好ましく、２．００ＭＰａ以下がさらに好ましく、１．００ＭＰａ以下がさらに好ましく、０．６０ＭＰａ以下が特に好ましい。一方で、取り扱いを容易にするため、被覆医療デバイスの引張弾性率は０．０１ＭＰａ以上が好ましく、０．１０ＭＰａ以上がより好ましく、０．２０ＭＰａ以上がさらに好ましく、０．２５ＭＰａ以上が特に好ましい。また加熱工程前後、すなわち被覆前後の医療デバイスの引張弾性率変化率は、変形や使用感不良のリスクを抑制するため、±１５．００％以下が好ましく、±１３．００％以下がより好ましく、±１０．００％以下がさらに好ましい。引張弾性率の測定方法については後述する。
　被覆医療デバイスは、使用感を向上させ、かつ細菌繁殖リスクを低減するため、脂質の付着量が少ないことが好ましい。脂質の付着量の測定方法については後述する。
　被覆医療デバイスが眼用レンズである場合には、含水率の増加による屈折率の歪みから引き起こされる視界不良や変形を防止するため、被覆前後の医療デバイスの含水率の変化量が１０質量％以下であることが好ましく、８質量％以下がより好ましく、６質量％以下がさらに好ましい。含水率の測定方法については後述する。
　被覆医療デバイスが眼用レンズである場合には、変形に伴う角膜損傷を防止するため、被覆前後の医療デバイスのサイズ変化率が±５．００％以下であることが好ましく、±４．００％以下であることがより好ましく、±３．００％以下であることがさらに好ましい。
　以下、実施例等により本発明を具体的に説明するが、本発明はこれらによって限定されるものではない。まず、実施例等における分析方法および評価方法を示す。
　＜親水性（液膜保持時間）＞
　加熱工程後、室温（２０～２３℃）になるまで静置した被覆医療デバイス（または医療デバイス）を容器内の溶液から引き上げ、その長手方向が重力方向になるようにして空中にて保持する。デバイスを空中にて保持し始めた時点から、デバイス表面を覆っている液膜の一部が切れるまでの時間を目視観察して、Ｎ＝３の値の平均値を下記基準で判定した。測定の最大値は１２０秒とした。
Ａ：表面の液膜が２０秒以上保持される。
Ｂ：表面の液膜が１５秒以上２０秒未満で切れる。
Ｃ：表面の液膜が１０秒以上１５秒未満で切れる。
Ｄ：表面の液膜が１秒以上１０秒未満で切れる。
Ｅ：表面の液膜が１秒未満で切れる。
　＜新しいリン酸緩衝液（ＰＢＳ）に２４時間浸漬後の親水性（２４時間後液膜保持時間）＞
　医療デバイス表面の、十分に吸着していない親水性ポリマーの影響を除くため、加熱工程後の被覆医療デバイスまたは医療デバイスを室温（２０～２３℃）でガラスバイアル中の新しいリン酸緩衝液４ｍＬ中に２４時間静置した。その後、ガラスバイアル内のリン酸緩衝液から引き上げた被覆医療デバイスまたは医療デバイスをサンプル（以下、「サンプルＳ」という）として、上記「親水性」と同様の評価を行った。
　＜液滴接触角＞
　接触角測定装置（液滴法）Ｄｒｏｐ　ｍａｓｔｅｒ　ＤＭ５００（協和界面科学株式会社製）を用いて測定した。具体的には、被覆医療デバイス（または医療デバイス）の表面の水分を拭き取った後、直径１４ｍｍの半球状のポリプロピレンに乗せたものをサンプルとした。サンプルを接触角測定装置にセットし、リン酸緩衝液を滴下して液滴接触角を測定した。滴下するリン酸緩衝液の液滴量は２０μＬとした。Ｎ＝３の値の平均値を液滴接触角とした。
　＜新しいリン酸緩衝液（ＰＢＳ）に２４時間浸漬後の液滴接触角（液滴接触角Ｘ）＞
　上記サンプルＳを別途用意し、上記「液滴接触角」と同様の評価を行った。
　＜新しいリン酸緩衝液（ＰＢＳ）に２４時間浸漬し、さらに１分間擦り洗いした後の液滴接触角（液滴接触角Ｙ）＞
　上記サンプルＳを別途用意し、手指（親指と人差し指）の間に挟んで１分間擦り洗いを行った後、上記「液滴接触角」と同様の評価を行った。
　＜菌付着抑制性評価＞
　加熱工程後、室温（２０～２３℃）になるまで静置した被覆医療デバイス（または医療デバイス）を３個用意した。評価に用いる菌として、Ｐｓｅｕｄｏｍｏｎａｓ　ａｅｒｕｇｉｎｏｓａ　ＮＲＢＣ１３２７５を普通寒天培地に接種し、３０～３５℃で２４時間培養後、リン酸緩衝液を用いて４．５×１０８ＣＦＵ／ｍＬとなるよう調製し、試験菌液とした。
　評価対象の被覆医療デバイス（または医療デバイス）をリン酸緩衝液中で５回振り洗いした。その後、滅菌容器に被覆医療デバイス（または医療デバイス）を１個ずつ入れて２ｍＬの前記試験菌液を接種した後、３５℃１００ｒｐｍで２時間振とうした。続いて、各被覆医療デバイス（または医療デバイス）をリン酸緩衝液中で５回振り洗いした後、１０ｍＬの０．０５質量％ポリソルベート８０添加リン酸緩衝液とともにストマッカー袋に入れ、よく揉んで洗い出した。リン酸緩衝液を用いて洗い出し液の１０倍希釈系列を調製し、レシチン・ポリソルベート８０添加ソイビーン・カゼイン・ダイジェスト寒天培地に接種した。３０～３５℃で４８～７２時間培養後、形成されたコロニーをカウントし、生菌数を算出した。Ｎ＝３の値の平均値を、菌付着抑制性評価の付着生菌数とした。
　＜医療デバイスおよび被覆医療デバイスの含水率＞
　本発明の製造方法に供する前の医療デバイスを、リン酸緩衝液に浸漬して室温（２０～２３℃）で２４時間以上静置した。その後医療デバイスをリン酸緩衝液から引き上げ、表面水分をワイピングクロス“キムワイプ”（登録商標）（日本製紙クレシア株式会社製）で拭き取った後、医療デバイスの質量（Ｗｗ）を測定した。その後、真空乾燥器にて医療デバイスを４０℃で２時間乾燥した後、医療デバイスの質量（Ｗｄ）を測定した。これらの質量から、下式（１）により、医療デバイスの含水率を算出した。得られた値が１％未満の場合は測定限界以下と判断し、「１％未満」と表記した。Ｎ＝３の値の平均値を含水率とした。加熱工程後に得られた被覆医療デバイスについても、同様に含水率を算出した。
医療デバイスの含水率（質量％）＝１００×（Ｗｗ－Ｗｄ）／Ｗｗ　・・・　式（１）。
　＜被覆前後の医療デバイスの含水率変化量＞
　上記医療デバイスおよび被覆医療デバイスの含水率の測定結果から、下式（２）により、含水率変化量を算出した。
被覆前後の医療デバイスの含水率変化量（質量％）＝被覆医療デバイスの含水率（質量％）－医療デバイスの含水率（質量％）　・・・　式（２）。
　＜摩擦係数＞
　以下の条件で、リン酸緩衝液で濡れた状態の被覆医療デバイス（または医療デバイス）表面の摩擦係数をＮ＝５で測定し、Ｎ＝５の値の平均値を摩擦係数とした。
装置：摩擦感テスターＫＥＳ－ＳＥ（カトーテック株式会社製）
摩擦ＳＥＮＳ：Ｈ
測定ＳＰＥＥＤ：２×１ｍｍ／秒
摩擦荷重：４４ｇ。
　＜新しいリン酸緩衝液（ＰＢＳ）に２４時間浸漬後の摩擦係数（摩擦係数Ｘ）＞
　上記サンプルＳを別途用意し、上記「摩擦係数」と同様の評価を行った。
　＜新しいリン酸緩衝液（ＰＢＳ）に２４時間浸漬し、さらに１分間擦り洗いした後の摩擦係数（摩擦係数Ｙ）＞
　上記サンプルＳを別途用意し、手指（親指と人差し指）の間に挟んで１分間擦り洗いを行った後、上記「摩擦係数」と同様の評価を行った。
　＜脂質付着量＞
　２０ｃｃのスクリュー管に、パルミチン酸メチル０．０３ｇ、純水１０ｇおよび被覆医療デバイス（または医療デバイス）を入れた。３７℃、１６５ｒｐｍの条件下３時間スクリュー管を振とうさせた。振とう後、スクリュー管内の被覆医療デバイス（または医療デバイス）を４０℃の水道水と家庭用液体洗剤“ママレモン”（登録商標）（ライオン株式会社製）を用いて擦り洗いした。洗浄後のサンプルをリン酸緩衝液の入ったスクリュー管内に入れ、４℃の冷蔵庫内で２４時間保管した。その後、被覆医療デバイス（または医療デバイス）を目視観察し、白濁した部分があればパルミチン酸メチルが付着していると判定して、サンプルの表面全体に対するパルミチン酸メチルが付着した部分の面積を観察した。
　＜引張弾性率＞
　被覆医療デバイス（または医療デバイス）から、規定の打抜型を用いて幅（最小部分）５ｍｍ、長さ１４ｍｍの試験片を切り出した。該試験片を用い、テンシロンＲＴＧ－１２１０型（株式会社エー・アンド・デイ社製）を用いて引張試験を実施した。引張速度は１００ｍｍ／分で、グリップ間の距離（初期）は５ｍｍであった。接触工程および加熱工程前の医療デバイスと、接触工程および加熱工程後の被覆医療デバイスと、の両方について測定を行った。Ｎ＝８で測定を行い、最大値と最小値とを除いたＮ＝６の値の平均値を、引張弾性率とした。
　＜被覆前後の医療デバイスの引張弾性率変化率＞
　上記の引張弾性率の測定結果から、下式（３）により、被覆前後の医療デバイスの引張弾性率変化率を算出した。
被覆前後の医療デバイスの引張弾性率変化率（％）＝（被覆後の被覆医療デバイスの引張弾性率－被覆前の医療デバイスの引張弾性率）／被覆前の医療デバイスの引張弾性率×１００　・・・　式（３）。
　＜サイズ＞
　被覆医療デバイス（または医療デバイス）について、その長手方向の長さ（円形のコンタクトレンズ等であれば、直径）をＮ＝３で測定し、Ｎ＝３の値の平均値をサイズとした。
　＜被覆前後の医療デバイスのサイズ変化率＞
　上記のサイズの測定結果から、下式（４）により、被覆前後のサイズ変化率を算出した。
　被覆前後のサイズ変化率（％）＝（被覆後の被覆医療デバイスのサイズ－被覆前の医療デバイスのサイズ）／被覆前の医療デバイスのサイズ×１００　・・・　式（４）。
　＜重量平均分子量測定＞
　ポリマーの重量平均分子量（以下、「Ｍｗ」という）は、以下に示す条件で測定した。
装置：Ｐｒｏｍｉｎｅｎｃｅ　ＧＰＣシステム（株式会社島津製作所製）
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：ＧＭＰＷＸＬ（東ソー株式会社製；内径７．８ｍｍ×３０ｃｍ、粒子径１３μｍ）
溶媒：水／メタノール＝１／１（０．１Ｎ硝酸リチウム添加）
流速：０．５ｍＬ／分
測定時間：３０分
サンプル濃度：０．１～０．３質量％
サンプル注入量：１００μＬ
標準サンプル：ポリエチレンオキシド標準サンプル（Ａｇｉｌｅｎｔ社製；０．１ｋＤ～１２５８ｋＤ）。
　＜ｐＨ＞
　ｐＨメーターとしてＥｕｔｅｃｈ　ｐＨ２７００（Ｅｕｔｅｃｈ　Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ社製）を用いて溶液のｐＨを測定した。溶液ａの「加熱工程後ｐＨ」は、加熱工程を行った後、溶液ａを室温（２０～２３℃）まで冷却した直後に測定した。
　＜親水性ポリマー層の厚み＞
　被覆医療デバイス（または医療デバイス）をリン酸緩衝液中で洗浄した。その後、凍結させた被覆医療デバイス（または医療デバイス）の長手方向に垂直な断面を、電界放出型透過電子顕微鏡ＪＥＭ－Ｆ２００（ＪＥＯＬ製）を用いて観察し、加速電圧２００ｋＶで場所を変えながらＮ＝３で測定し、Ｎ＝３の値の平均値を親水性ポリマー層の厚みとした。
　なお測定試料は、ＲｕＯ４染色凍結超薄切片法により作製した。
　＜親水性ポリマー層の組成元素分析＞
　親水性ポリマー層の存在形態の判定は、飛行時間型２次イオン質量分析（Ｔｉｍｅ－ｏｆ－Ｆｌｉｇｈｔ　Ｓｅｃｏｎｄａｒｙ　Ｉｏｎ　Ｍａｓｓ　Ｓｐｅｃｔｒｏｍｅｔｒｙ）によって乾燥状態の被覆医療デバイス（または医療デバイス）の表面状態を解析することによって行った。
装置：　ＴＯＦ．ＳＩＭＳ５（ＩＯＮ－ＴＯＦ社製）
観察条件：　
１次イオン：Ｂｉ３ ＋＋
２次イオン極性：正
エッチングイオン：Ａｒ－ＧＣＩＢ（ガスクラスターイオンビーム）
　＜リン酸緩衝液＞
　実施例および比較例で使用したリン酸緩衝液の組成は、以下のとおりである。
ＫＣｌ　０．２ｇ／Ｌ
ＫＨ２ＰＯ４　０．２ｇ／Ｌ
ＮａＣｌ　８．０ｇ／Ｌ
Ｎａ２ＨＰＯ４　１．１９ｇ／Ｌ
ＥＤＴＡ２Ｎａ（エチレンジアミン四酢酸二水素二ナトリウム）　０．５ｇ／Ｌ。
　［実施例１］
　「医療デバイス」として、ポリビニルピロリドンおよびシリコーンを主成分とする市販シリコーンヒドロゲルレンズ“Ａｃｕｖｕｅ　Ｏａｓｙｓ”（登録商標）（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製、ｓｅｎｏｆｉｌｃｏｎ　Ａ）を、「容器」として、ガラスバイアルを、「溶液ａ」として、親水性ポリマーＡであるメトキシポリエチレングリコールアクリレート（ポリエチレングリコール鎖数９（式（ＩＩ）におけるｍ＝９））／Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド／ジメチルアミノプロピルアクリルアミド塩化メチル４級塩共重合体（共重合におけるモル比４／３／３、Ｍｗ：７００，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．３質量％含有させた溶液を、それぞれ使用した。上記溶液ａに医療デバイスを浸漬し（（Ａ）接触工程）、ガラスバイアルをキャップで密閉してから（（Ｂ）密閉工程）、１２１℃で３０分間オートクレーブを用いて加熱した（（Ｃ）加熱工程）。得られた被覆医療デバイスについて上記方法にて評価した結果を表１～３に示す。
　［実施例２］
　溶液ａとして、メトキシポリエチレングリコールアクリレート（ポリエチレングリコール鎖数１３（式（ＩＩ）におけるｍ＝１３））／Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド／ジメチルアミノプロピルアクリルアミド塩化メチル４級塩共重合体（共重合におけるモル比４／３／３、Ｍｗ：７００，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．３質量％含有させた溶液を使用した以外は、実施例１と同様の操作を行った。得られた被覆医療デバイスについて上記方法にて評価した結果を表１～３に示す。
　［実施例３］
　溶液ａとして、メトキシポリエチレングリコールアクリレート（ポリエチレングリコール鎖数１３）／Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド／ジメチルアミノプロピルアクリルアミド塩化メチル４級塩共重合体（共重合におけるモル比２／１／２、Ｍｗ：２００，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．３質量％含有させた溶液を使用した以外は、実施例１と同様の操作を行った。得られた医療デバイスについて上記方法にて評価した結果を表１～３に示す。
　［実施例４］
　医療デバイスとして、ポリウレタンを主成分とする市販ＰＦIIカテーテルチューブ（東レ株式会社製）を使用し、溶液ａとして、メトキシポリエチレングリコールアクリレート（ポリエチレングリコール鎖数９）／ビニルピロリドン／ジメチルアミノプロピルアクリルアミド塩化メチル４級塩共重合体（共重合におけるモル比２／２／１、Ｍｗ：５００，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．５質量％含有させた溶液、オートクレーブ条件として、９０℃３０分間とした以外は実施例１と同様の操作を行った。得られた被覆医療デバイスについて上記方法にて評価した結果を表１～３に示す。
　［実施例５］
　溶液ａとして、メトキシポリエチレングリコールアクリレート（ポリエチレングリコール鎖数９）／メタクリル酸２－ヒドロキシエチル／ジメチルアミノプロピルアクリルアミド塩化メチル４級塩共重合体（共重合におけるモル比２／２／１、Ｍｗ：３５０，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．４質量％含有させた溶液を使用した以外は、実施例４と同様の操作を行った。得られた被覆医療デバイスについて上記方法にて評価した結果を表１～３に示す。
　［実施例６］
　医療デバイスとして、パラ系の芳香族ポリアミド（アラミド）を主成分とする市販フィルム“ミクトロン”（登録商標）（東レ株式会社製）を使用した以外は、実施例１と同様の操作を行った。得られた被覆医療デバイスについて上記方法にて評価した結果を表１～３に示す。
　［実施例７］
　溶液ａとして、メトキシポリエチレングリコールアクリレート（ポリエチレングリコール鎖数１３）／ジメチルアミノプロピルアクリルアミド塩化メチル４級塩共重合体（共重合におけるモル比２／１、Ｍｗ：５００，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．５質量％含有させた溶液を使用した以外は、実施例６と同様の操作を行った。得られた被覆医療デバイスについて上記方法にて評価した結果を表１～３に示す。
　［実施例８］
　医療デバイスとして、メタクリル酸２－ヒドロキシエチルを主成分とする市販ヒドロゲルレンズ“メダリスト　ワンデープラス”（登録商標）（Ｂａｕｓｃｈ＆Ｌｏｍｂ社製、ｈｉｌａｆｉｌｃｏｎＢ）を使用した以外は、実施例１と同様の操作を行った。得られた被覆医療デバイスについて上記方法にて評価した結果を表１～３に示す。
　［実施例９］
　溶液ａとして、メトキシポリエチレングリコールアクリレート（ポリエチレングリコール鎖数１３）／Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド／ジメチルアミノプロピルアクリルアミド塩化メチル４級塩共重合体（共重合におけるモル比２／２／１、Ｍｗ：２１０，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．３質量％含有させた溶液を使用した以外は、実施例８と同様の操作を行った。得られた被覆医療デバイスについて上記方法にて評価した結果を表１～３に示す。
　［実施例１０］
　溶液ａとして、メトキシポリエチレングリコールアクリレート（ポリエチレングリコール鎖数９）／Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド／ジメチルアミノプロピルアクリルアミド塩化メチル４級塩共重合体（共重合におけるモル比５／３／２、Ｍｗ：５００，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．３質量％含有させた溶液を使用した以外は、実施例１と同様の操作を行った。得られた被覆医療デバイスについて上記方法にて評価した結果を表１～３に示す。
　［実施例１１］
　溶液ａとして、メトキシポリエチレングリコールアクリレート（ポリエチレングリコール鎖数１３）／ビニルピロリドン／ジメチルアミノプロピルアクリルアミド塩化メチル４級塩共重合体（共重合におけるモル比４／３／３、Ｍｗ：６００，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．３質量％含有させた溶液を使用した以外は、実施例１と同様の操作を行った。得られた被覆医療デバイスについて上記方法にて評価した結果を表１～３に示す。
　［実施例１２］
　溶液ａとして、メトキシポリエチレングリコールアクリレート（ポリエチレングリコール鎖数１３）／Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド／ジメチルアミノプロピルアクリルアミド塩化メチル４級塩共重合体（共重合におけるモル比２／１／２、Ｍｗ：２００，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．３質量％含有させた溶液を使用した以外は、実施例８と同様の操作を行った。得られた被覆医療デバイスについて上記方法にて評価した結果を表１～３に示す。
　［実施例１３］
　溶液ａとして、メトキシポリエチレングリコールアクリレート（ポリエチレングリコール鎖数１３）／ビニルピロリドン／ジメチルアミノプロピルアクリルアミド塩化メチル４級塩共重合体（共重合におけるモル比４／３／３、Ｍｗ：７６０，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．３質量％含有させた溶液を使用した以外は、実施例８と同様の操作を行った。得られた被覆医療デバイスについて上記方法にて評価した結果を表１～３に示す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000014
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000015
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000016
　［比較例１］
　溶液ａに代えて、アクリル酸／ビニルピロリドン／Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド共重合体（共重合におけるモル比１／１／２、Ｍｗ：５５０，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．２質量％含有させた溶液を使用した以外は、実施例１と同様の操作を行った。得られた被覆医療デバイス（親水性ポリマー層は確認されず）について上記方法にて評価した結果を表４～６に示す。
　［比較例２］
　溶液ａに代えて、アクリル酸／ビニルピロリドン／Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド共重合体（共重合におけるモル比１／１／２、Ｍｗ：３３０，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．１質量％含有させた溶液を使用した以外は、実施例１と同様の操作を行った。得られた被覆医療デバイス（親水性ポリマー層は確認されず）について上記方法にて評価した結果を表４～６に示す。
　［比較例３］
　溶液ａに代えて、アクリル酸／Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド共重合体（共重合におけるモル比１／９、Ｍｗ：３００，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．１質量％含有させた溶液を使用した以外は、実施例１と同様の操作を行った。得られた被覆医療デバイス（親水性ポリマー層は確認されず）について上記方法にて評価した結果を表４～６に示す。
　［比較例４］
　溶液ａに代えて、アクリル酸／メトキシポリエチレングリコールアクリレート（ポリエチレングリコール鎖数９）／Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド共重合体（共重合におけるモル比１／１／８、Ｍｗ：４００，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．２質量％含有させた溶液を使用した以外は、実施例１と同様の操作を行った。得られた被覆医療デバイス（親水性ポリマー層は確認されず）について上記方法にて評価した結果を表４～６に示す。
　［比較例５］
　溶液ａに代えて、アクリル酸／ビニルピロリドン共重合体（共重合におけるモル比１／４、Ｍｗ：５９０，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．１質量％含有させた溶液を使用した以外は、実施例１と同様の操作を行った。得られた被覆医療デバイス（親水性ポリマー層は確認されず）について上記方法にて評価した結果を表４～６に示す。
　［比較例６］
　溶液ａに代えて、アクリル酸／ビニルピロリドン共重合体（共重合におけるモル比１／９、Ｍｗ：３９０，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．１質量％含有させた溶液を使用した以外は、実施例１と同様の操作を行った。得られた被覆医療デバイス（親水性ポリマー層は確認されず）について上記方法にて評価した結果を表４～６に示す。
　［比較例７］
　溶液ａに代えて、アクリル酸／メタクリル酸２－ヒドロキシエチル／Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド共重合体（共重合におけるモル比１／１／２、Ｍｗ：４３０，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．２質量％含有させた溶液を使用した以外は、実施例１と同様の操作を行った。得られた被覆医療デバイス（親水性ポリマー層は確認されず）について上記方法にて評価した結果を表４～６に示す。
　［比較例８］
　溶液ａに代えて、アクリル酸／メタクリル酸２－ヒドロキシエチル／Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド共重合体（共重合におけるモル比１／１／８、Ｍｗ：４８０，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．２質量％含有させた溶液を使用した以外は、実施例１と同様の操作を行った。得られた被覆医療デバイス（親水性ポリマー層は確認されず）について上記方法にて評価した結果を表４～６に示す。
　［比較例９］
　溶液ａに代えて、ポリビニルピロリドン（Ｍｗ：５００，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．３質量％含有させた溶液を使用した以外は、実施例１と同様の操作を行った。得られた被覆医療デバイス（親水性ポリマー層は確認されず）について上記方法にて評価した結果を表４～６に示す。
　［比較例１０］
　溶液ａに代えて、ポリＮ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド（Ｍｗ：７００，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．３質量％含有させた溶液を使用した以外は、実施例１と同様の操作を行った。得られた被覆医療デバイス（親水性ポリマー層は確認されず）について上記方法にて評価した結果を表４～６に示す。
　［比較例１１］
　溶液ａに代えて、リン酸緩衝液を使用した以外は、実施例１と同様の操作を行った。得られた医療デバイス（ポリマー層は確認されず）について上記方法にて評価した結果を表４～６に示す。
　［比較例１２］
　医療デバイスとして、メタクリル酸２－ヒドロキシエチルを主成分とする市販ヒドロゲルレンズ“メダリスト　ワンデープラス”（登録商標）（Ｂａｕｓｃｈ＆Ｌｏｍｂ社製、ｈｉｌａｆｉｌｃｏｎＢ）を使用した以外は、比較例１１と同様の操作を行った。得られた医療デバイス（ポリマー層は確認されず）について上記方法にて評価した結果を表４～６に示す。
　［比較例１３］
　医療デバイスとして、ポリウレタンを主成分とする市販ＰＦIIカテーテルチューブ（東レ株式会社製）を使用した以外は、比較例１１と同様の操作を行った。得られた医療デバイス（ポリマー層は確認されず）について上記方法にて評価した結果を表４～６に示す。
　［比較例１４］
　医療デバイスとして、パラ系の芳香族ポリアミド（アラミド）を主成分とする市販フィルム“ミクトロン”（登録商標）（東レ株式会社製）を使用した以外は、比較例１１と同様の操作を行った。得られた医療デバイス（親水性ポリマー層は確認されず）について上記方法にて評価した結果を表４～６に示す。
　［比較例１５］
　溶液ａに代えて、メトキシポリエチレングリコールアクリレート（ポリエチレングリコール鎖数１３）／Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド／ジメチルアミノプロピルアクリルアミド塩化メチル４級塩共重合体（共重合におけるモル比４．２／５／０．８、Ｍｗ：２００，０００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．３質量％含有させた溶液を使用した以外は、実施例１と同様の操作を行った。得られた被覆医療デバイスについて上記方法にて評価した結果を表４～６に示す。
　［比較例１６］
　医療デバイスとして、メタクリル酸２－ヒドロキシエチルを主成分とする市販ヒドロゲルレンズ“メダリスト　ワンデープラス”（登録商標）（Ｂａｕｓｃｈ＆Ｌｏｍｂ社製、ｈｉｌａｆｉｌｃｏｎＢ）を使用した以外は、比較例１０と同様の操作を行った。得られた医療デバイス（ポリマー層は確認されず）について上記方法にて評価した結果を表４～６に示す。
　［比較例１７］
　溶液ａに代えて、Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド／ジメチルアミノプロピルアクリルアミド塩化メチル４級塩共重合体（共重合におけるモル比８／２、Ｍｗ：２００，０００、自製）をリン酸緩衝液中に０．３質量％含有させた溶液を使用した以外は、比較例１６と同様の操作を行った。得られた医療デバイス（ポリマー層は確認されず）について上記方法にて評価した結果を表４～６に示す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000017
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000018
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000019
　実施例と比較例との結果の対比から、本発明によって医療デバイスに対し十分な親水性および易滑性に加えて、優れた菌付着抑制性を付与可能であることは明らかである。
　また、擦り洗いによる液滴接触角および摩擦係数の変化、すなわち、前記液滴接触角Ｘおよび前記液滴接触角Ｙの差、ならびに、前記摩擦係数Ｘおよび前記摩擦係数Ｙの差に着目した場合、その変化量が小さい系は、医療デバイスの表面に、吸着力がより高く耐久性により優れた親水性ポリマー層が形成されているといえる。実施例８および９、１２および１３の結果はそれに相当するものである。

Claims (10)

  1. 　医療デバイスと、該医療デバイスの表面を被覆する、親水性ポリマー層と、を備える被覆医療デバイスであって、
    　該親水性ポリマー層は、親水性ポリマーＡを含み、
    　該親水性ポリマーＡは、下記一般式（Ｉ）で表される第４級アンモニウムカチオン基を有する化合物ａ１と、下記一般式（ＩＩ）で表される化合物ａ２とを、モノマー単位として含み、
    　前記化合物ａ１と前記化合物ａ２との共重合比率が、質量比で６／９４～９４／６である、被覆医療デバイス：
    Figure JPOXMLDOC01-appb-C000001
     一般式（Ｉ）中、Ｒ１は置換されていてもよい炭素数１～２０の２価の有機基を表し、Ｒ２～Ｒ４はそれぞれ独立して、置換されていてもよい炭素数１～２０のアルキル基、または、置換されていてもよい炭素数６～２０のアリール基を表す；
    Figure JPOXMLDOC01-appb-C000002
     一般式（ＩＩ）中、Ｌ１は水素原子またはメチル基を表し、Ｘは酸素原子またはＮＡ２を表し、Ａ２は水素原子またはアルキル基を表し、ｍは１～３０の整数を表し、Ｙは水素原子またはアルキル基を表す。
  2. 　前記親水性ポリマー層と、前記医療デバイスとの混和層を有する、請求項１に記載の被覆医療デバイス。
  3. 　前記親水性ポリマーＡが、アミド基を有する、請求項１または２記載の被覆医療デバイス。
  4. 　前記医療デバイスが、ヒドロゲル、シリコーンヒドロゲル、低含水性軟質材料および低含水性硬質材料からなる群から選ばれる材料を含む、請求項１～３のいずれか一項記載の被覆医療デバイス。
  5. 　前記ヒドロゲルが、ｔｅｆｉｌｃｏｎ、ｔｅｔｒａｆｉｌｃｏｎ、ｈｅｌｆｉｌｃｏｎ、ｍａｆｉｌｃｏｎ、ｐｏｌｙｍａｃｏｎ、ｈｉｏｘｉｆｉｌｃｏｎ、ａｌｆａｆｉｌｃｏｎ、ｏｍａｆｉｌｃｏｎ、ｎｅｌｆｉｌｃｏｎ、ｎｅｓｏｆｉｌｃｏｎ、ｈｉｌａｆｉｌｃｏｎ、ａｃｏｆｉｌｃｏｎ、ｄｅｌｔａｆｉｌｃｏｎ、ｅｔａｆｉｌｃｏｎ、ｆｏｃｏｆｉｌｃｏｎ、ｏｃｕｆｉｌｃｏｎ、ｐｈｅｍｆｉｌｃｏｎ、ｍｅｔｈａｆｉｌｃｏｎおよびｖｉｌｆｉｌｃｏｎからなる群から選ばれる、請求項４記載の被覆医療デバイス。
  6. 　前記シリコーンヒドロゲルが、ｌｏｔｒａｆｉｌｃｏｎ、ｇａｌｙｆｉｌｃｏｎ、ｎａｒａｆｉｌｃｏｎ、ｓｅｎｏｆｉｌｃｏｎ、ｃｏｍｆｉｌｃｏｎ、ｅｎｆｉｌｃｏｎ、ｂａｌａｆｉｌｃｏｎ、ｅｆｒｏｆｉｌｃｏｎ、ｆａｎｆｉｌｃｏｎ、ｓｏｍｏｆｉｌｃｏｎ、ｓａｍｆｉｌｃｏｎ、ｏｌｉｆｉｌｃｏｎ、ａｓｍｏｆｉｌｃｏｎ、ｆｏｒｍｏｆｉｌｃｏｎ、ｓｔｅｎｆｉｌｃｏｎ、ａｂａｆｉｌｃｏｎ、ｍａｎｇｏｆｉｌｃｏｎ、ｒｉｏｆｉｌｃｏｎ、ｓｉｆｉｌｃｏｎ、ｌａｒａｆｉｌｃｏｎおよびｄｅｌｅｆｉｌｃｏｎからなる群から選ばれる、請求項４記載の被覆医療デバイス。
  7. 　前記低含水性軟質材料または前記低含水性硬質材料が、ポリスルホン、ポリスチレン、ポリメチルメタクリレート、ポリウレタンおよびポリアミドからなる群から選ばれる、請求項４記載の被覆医療デバイス。
  8. 　前記医療デバイスが、眼用レンズ、皮膚用被覆材、創傷被覆材、皮膚用保護材、皮膚用薬剤担体、輸液用チューブ、気体輸送用チューブ、排液用チューブ、血液回路、被覆用チューブ、カテーテル、ステント、シース、バイオセンサーチップ、人工心肺および内視鏡用被覆材からなる群から選ばれる、請求項１～７のいずれか一項記載の被覆医療デバイス。
  9. 　（Ａ）容器内に医療デバイスを格納し、該医療デバイスと、親水性ポリマーＡを含む溶液ａとを接触させる、接触工程と、
    　（Ｃ）前記容器を加熱する、加熱工程と、を備え、
    　前記親水性ポリマーＡは、下記一般式（Ｉ）で表される第４級アンモニウムカチオン基を有する化合物ａ１と、下記一般式（ＩＩ）で表される化合物ａ２とを、モノマー単位として含み、
    　前記化合物ａ１と前記化合物ａ２との共重合比率が、質量比で６／９４～９４／６であり、
    Figure JPOXMLDOC01-appb-C000003
     一般式（Ｉ）中、Ｒ１は置換されていてもよい炭素数１～２０の２価の有機基を表し、Ｒ２～Ｒ４はそれぞれ独立して、置換されていてもよい炭素数１～２０のアルキル基、または、置換されていてもよい炭素数６～２０のアリール基を表す；
    Figure JPOXMLDOC01-appb-C000004
     一般式（ＩＩ）中、Ｌ１は水素原子またはメチル基を表し、Ｘは酸素原子またはＮＡ２を表し、Ａ２は水素原子またはアルキル基を表し、ｍは１～３０の整数を表し、Ｙは水素原子またはアルキル基を表す；
    　前記加熱工程後の溶液ａのｐＨが、６．１～８．０である、請求項１～８のいずれか一項記載の被覆医療デバイスの製造方法。
  10. 　さらに（Ｂ）前記医療デバイスを格納した前記容器を密閉する、密閉工程を備える、請求項９記載の被覆医療デバイスの製造方法。
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