WO2018207644A1 - 医療デバイスの製造方法 - Google Patents

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WO2018207644A1
WO2018207644A1 PCT/JP2018/017039 JP2018017039W WO2018207644A1 WO 2018207644 A1 WO2018207644 A1 WO 2018207644A1 JP 2018017039 W JP2018017039 W JP 2018017039W WO 2018207644 A1 WO2018207644 A1 WO 2018207644A1
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phosphate buffer
substrate
hydrophilic polymer
mass
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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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Definitions

  • the present invention relates to a method for manufacturing a medical device. More particularly, the present invention relates to a method for manufacturing a medical device having a hydrophilic surface.
  • devices using soft resin materials such as silicone rubber and hydrogel (hydrogel) and devices using hard materials such as metal and glass have been used in various fields in various fields.
  • Applications of devices using soft materials include medical devices that are introduced into the living body or that cover the surface of the living body, biotechnology devices such as cell culture sheets and scaffold materials for tissue regeneration, facial packs, etc. Beauty devices.
  • Applications of devices using hard materials include use as diagnostic / analytical tools for electrical appliances such as personal computers, mobile phones, displays, ampoules used for injections, capillaries, biosensing chips, and the like.
  • Patent Document 7 a method of coating an article by mold transfer in which at least one type of coating agent is applied to the surface of a mold, and the article forming material is cured in the mold to form an article.
  • the mold used for applying the coating agent is within the mold and between both molds, and does not include an external non-molded surface. It was difficult to reuse a mold using a non-molded surface.
  • applicable substrates are limited to hydrous hydrogels and silicone hydrogels.
  • an object of the present invention is to provide a method for easily manufacturing a medical device. More specifically, an object is to provide a method for easily producing a medical device having a hydrophilic surface.
  • the present invention relates to the following method.
  • the present invention includes a step of placing a solution containing a hydrophilic polymer having a hydroxyl group and an amide group and a substrate on or in a support, and heating the solution and the substrate through the support.
  • the pH of the solution before the start of the heating step is in the range of 2.0 or more and 6.0 or less, and the pH of the solution after the end of the heating step is 2.0 or more and 6.0 or less. It is a manufacturing method of a medical device.
  • the base material surface is hydrophilized by a simple method, so that a medical device imparted with hydrophilicity can be obtained by a simple process.
  • applicable substrates are not limited to hydrous hydrogels and silicone hydrogels.
  • the present invention includes a step of placing a solution containing a hydrophilic polymer having a hydroxyl group and an amide group and a substrate on or in a support, and heating the solution and the substrate through the support.
  • the pH of the solution before starting the heating step is in the range of 2.0 or more and 6.0 or less, and the pH of the solution after the heating step is 2.0 or more and 6.0 or less. It is related with the manufacturing method of a medical device which is in the range.
  • any of a water-containing substrate and a non-water-containing substrate can be used as the substrate.
  • hydrogel and the like can be mentioned as the material of the water-containing base material.
  • the non-hydrous base material include acrylic resins such as polymethyl methacrylate, silicone base materials having a siloxane bond, metals such as aluminum, and glass.
  • the present invention can be applied to a general hydrogel containing no silicone as well as a hydrogel containing silicone (silicone hydrogel) with respect to the water-containing base material. Since the surface properties can be greatly improved, it can be particularly suitably used for silicone hydrogels.
  • the medical device is obtained by subjecting the base material to the heating step and, if necessary, a manufacturing step such as a cleaning step. Specific examples of the medical device will be described later.
  • the moisture content of the substrate may be any of 0 to 99% by mass.
  • the water content of the base material is preferably 0.0001% by mass or more, and most preferably 0.001% by mass or more because the effect of imparting appropriate hydrophilicity and easy slipperiness to the medical device surface is further enhanced.
  • the moisture content of the substrate is preferably 60% by mass or less, more preferably 50% by mass or less, and further preferably 40% by mass or less.
  • Examples of the form of the substrate include a tube form, a form having a space inside, a sheet form, a film form, a storage container form, and a lens form.
  • the hydrophilic polymer layer is preferably formed on at least a part of the substrate surface.
  • the presence of the hydrophilic polymer layer on the substrate surface imparts hydrophilicity to the surface of the resulting medical device.
  • the hydrophilic polymer layer present on the surface of the substrate is formed by forming a hydrophilic polymer having a hydroxyl group and an amide group as a layer on the substrate surface by the heating step. A part of the hydrophilic polymer layer may enter the inside of the substrate.
  • the material constituting the polymer layer is usually a material different from the substrate. However, the same material as that constituting the base material may be used as long as a predetermined effect can be obtained.
  • the hydrophilic polymer layer may contain additives other than the hydrophilic polymer as long as the hydrophilic expression is not impaired.
  • the hydrophilic polymer is a polymer that is soluble in 0.0001 parts by mass or more in 100 parts by mass of water at room temperature (20 to 23 ° C.), and is soluble in 0.01 parts by mass or more in 100 parts by mass of water. More preferably, it is more preferably 0.1 part by mass or more, and particularly preferably 1 part by mass or more.
  • hydrophilic polymer a hydrophilic polymer having a hydroxyl group and an amide group is used. Hydrophilic polymers having a hydroxyl group are preferred because they can form a surface with excellent antifouling properties against body fluids as well as water wettability.
  • the hydrophilic polymer having a hydroxyl group here is preferably a polymer having an acidic hydroxyl group. Specifically, a polymer having a group selected from a carboxyl group and a sulfonic acid group is preferable, and a polymer having a carboxyl group is most preferable.
  • the carboxyl group or sulfonic acid group may be a salt.
  • hydrophilic polymer having a hydroxyl group examples include polymethacrylic acid, polyacrylic acid, poly (vinylbenzoic acid), poly (thiophene-3-acetic acid), poly (4-styrenesulfonic acid), polyvinylsulfonic acid, poly ( 2-acrylamido-2-methylpropanesulfonic acid) and salts thereof.
  • the above is an example of a homopolymer, but a copolymer of hydrophilic monomers constituting the hydrophilic polymer, or a copolymer of the hydrophilic monomer and another monomer can also be suitably used.
  • the hydrophilic polymer having a hydroxyl group is a copolymer
  • the hydrophilic monomer constituting the copolymer is selected from an allyl group, a vinyl group, and a (meth) acryloyl group in terms of high polymerizability.
  • a monomer having a (meth) acryloyl group is most preferred.
  • suitable monomers include (meth) acrylic acid, vinyl benzoic acid, styrene sulfonic acid, vinyl sulfonic acid, 2-acrylamido-2-methylpropane sulfonic acid, and salts thereof. .
  • a monomer selected from (meth) acrylic acid, 2-acrylamido-2-methylpropanesulfonic acid, and salts thereof is more preferable, and most preferable is selected from (meth) acrylic acid and salts thereof.
  • hydrophilic polymer When the hydrophilic polymer further has an amide group in addition to the hydroxyl group, a surface having not only water wettability but also easy lubricity can be formed.
  • a hydrophilic polymer having a hydroxyl group and an amide group develops an appropriate viscosity when dissolved in water, and thus can form a surface having not only water wettability but also easy lubricity.
  • Examples of the acidic hydrophilic polymer having a hydroxyl group and an amide group include polyamides having a carboxyl group, copolymers of a monomer having a hydroxyl group and a monomer having an amide group.
  • polyamide having a carboxyl group examples include polyamino acids such as polyaspartic acid and polyglutamic acid, and polypeptides.
  • the monomer having a hydroxyl group is selected from methacrylic acid, acrylic acid, vinyl benzoic acid, thiophene-3-acetic acid, 4-styrenesulfonic acid, vinylsulfonic acid, 2-acrylamido-2-methylpropanesulfonic acid, and salts thereof. Monomers can be preferably used.
  • the monomer having an amide group is preferably a monomer selected from a monomer having a (meth) acrylamide group and N-vinylcarboxylic acid amide (including a cyclic one) in terms of ease of polymerization.
  • Preferable examples of such monomers include N-vinylpyrrolidone, N-vinylcaprolactam, N-vinylacetamide, N-methyl-N-vinylacetamide, N-vinylformamide, N, N-dimethylacrylamide, N, N-diethyl Mention may be made of acrylamide, N-isopropylacrylamide, N- (2-hydroxyethyl) acrylamide, acryloylmorpholine, and acrylamide. Among these, N-vinylpyrrolidone and N, N-dimethylacrylamide are preferable from the viewpoint of slipperiness, and N, N-dimethylacrylamide is most preferable.
  • the hydrophilic polymer having an amide group in addition to the hydroxyl group is a copolymer
  • preferred examples are (meth) acrylic acid / N-vinylpyrrolidone copolymer, (meth) acrylic acid / N, N-dimethyl.
  • Most preferred is a (meth) acrylic acid / N, N-dimethylacrylamide copolymer.
  • the copolymerization ratio of [mass of monomer having hydroxyl group] / [mass of monomer having amide group] is 1/99 to 99/1.
  • the copolymerization ratio of the monomer having a hydroxyl group is more preferably 2% by mass or more, further preferably 5% by mass or more, and still more preferably 10% by mass or more.
  • the copolymerization ratio of the monomer having a hydroxyl group is more preferably 90% by mass or less, further preferably 80% by mass or less, and further preferably 70% by mass or less.
  • the copolymerization ratio of the monomer having an amide group is more preferably 10% by mass or more, further preferably 20% by mass or more, and further preferably 30% by mass or more. Further, the copolymerization ratio of the monomer having an amide group is more preferably 98% by mass or less, further preferably 95% by mass or less, and still more preferably 90% by mass or less.
  • the copolymerization ratio of the monomer having a hydroxyl group and the monomer having an amide group is in the above range, functions such as easy slipping and antifouling property against body fluids are easily exhibited.
  • Suitable examples of monomers other than the above include hydroxyethyl (meth) acrylate, hydroxypropyl (meth) acrylate, hydroxybutyl (meth) acrylate, hydroxyethyl (meth) acrylamide, glycerol (meth) acrylate, caprolactone-modified 2-hydroxy Examples thereof include ethyl (meth) acrylate, N- (4-hydroxyphenyl) maleimide, hydroxystyrene, and vinyl alcohol (a carboxylic acid vinyl ester as a precursor).
  • a monomer having a (meth) acryloyl group is preferable from the viewpoint of ease of polymerization, and a (meth) acrylic acid ester monomer is more preferable.
  • hydroxyethyl (meth) acrylate, hydroxypropyl (meth) acrylate, and glycerol (meth) acrylate are preferred, and hydroxyethyl (meth) acrylate is particularly preferred.
  • a monomer that exhibits functions such as hydrophilicity, antibacterial properties, and antifouling properties.
  • the hydrophilic polymer layer may contain one or more other hydrophilic polymers.
  • the hydrophilic polymer layer is preferably composed of only a hydrophilic polymer having one kind of hydroxyl group and amide group.
  • one type of polymer means a polymer or a polymer group (including isomers, complexes, etc.) produced by one synthesis reaction.
  • a copolymer is formed using a plurality of monomers, a polymer synthesized by changing the blending ratio is not one type even if the constituent monomer types are the same.
  • the hydrophilic polymer layer consists of only one kind of hydrophilic polymer having a hydroxyl group and an amide group means that the hydrophilic polymer layer contains no polymer other than the hydrophilic polymer having a hydroxyl group and an amide group, or Even if other polymers are included, it means that the content of other polymers is 3 parts by mass or less with respect to 100 parts by mass of the hydrophilic polymer having the hydroxyl group and the amide group.
  • the content of the other polymer is more preferably 0.1 parts by mass or less, and further preferably 0.0001 parts by mass or less.
  • the hydrophilic polymer layer contains a basic polymer as a hydrophilic polymer having a hydroxyl group and an amide group, if the content is within the above range, it is possible to suppress problems with transparency.
  • the hydrophilic polymer is laminated on the surface of the base material by utilizing the electrostatic adsorption action, so that the acidic polymer and the basic polymer are used together.
  • a hydrophilic polymer layer comprising can be formed on the surface of the substrate.
  • a solution containing a hydrophilic polymer having a hydroxyl group and an amide group and a substrate are disposed on or in a support, and the solution and the substrate are interposed via the support.
  • the hydrophilic polymer is fixed to at least a part of the surface of the substrate by the heating step.
  • fixing means that the hydrophilic polymer is firmly fixed to the surface of the substrate.
  • the hydrophilic polymer may be covalently bonded to the base material. However, since it can be produced by a simple process, the hydrophilic polymer and the base material are rather covalently bonded. It is preferable not to have.
  • being fixed without having a covalent bond means being fixed by a hydrogen bond, an ionic bond, a van der Waals bond, a hydrophobic bond, a complex formation or the like.
  • the hydrophilic polymer contains a chemically reactive group, it is easy to form a covalent bond. Therefore, it is preferable that the hydrophilic polymer does not have a chemically reactive group.
  • the chemically reactive group include azetidinium group, epoxy group, isocyanate group, aziridine group, azlactone group, and combinations thereof.
  • the medical device obtained by the production method of the present invention preferably has a hydrophilic polymer layer on the entire surface of one surface of the base material, depending on the application.
  • a hydrophilic polymer layer is present on the entire surface of one surface of the substrate.
  • a hydrophilic polymer layer exists on the whole surface of a base material.
  • the thickness of the hydrophilic polymer layer is 1 nm or more and less than 100 nm when the cross section of the device in a frozen state (hereinafter, frozen state) is observed using a scanning transmission electron microscope. It is preferable because functions such as slipperiness and easy slipping are easily developed.
  • the thickness is more preferably 5 nm or more, further preferably 10 nm or more, and most preferably 15 nm or more. Further, the thickness is more preferably 90 nm or less, further preferably 80 nm or less, and most preferably 70 nm or less.
  • the thickness of the frozen hydrophilic polymer layer can be measured by scanning transmission electron microscope observation using a cryotransfer holder. When the thickness of the polymer layer in a frozen state is 100 nm or more, for example, when used for a medical device such as an ophthalmic lens, the refraction of light for focusing on the retina is disturbed, and poor visibility is likely to occur.
  • the thickness of the hydrophilic polymer layer in a dry state is preferably 1 to 100 nm because functions such as water wettability and easy slipping are easily exhibited.
  • the thickness is more preferably 10 nm or more, and further preferably 20 nm or more. Further, the thickness is more preferably 90 nm or less, further preferably 80 nm or less, and most preferably 70 nm or less. If the thickness of the hydrophilic polymer layer is 100 nm or less, it is excellent in water wettability and slipperiness. For example, when used for a medical device such as an ophthalmic lens, the refraction of light for focusing on the retina is not disturbed and the visibility is poor. Is less likely to occur.
  • the hydrophilic polymer layer is preferably in a state where it is preferably separated into two or more layers or two or more phases.
  • the state in which the hydrophilic polymer layer is separated into two or more layers means that a multilayer structure of two or more layers is observed in the hydrophilic polymer layer when the cross section of the medical device is observed using a transmission electron microscope. Indicates the state. If it is difficult to determine the separation of the layers only by observation with a transmission electron microscope, the cross section of the medical device is scanned with transmission electron microscopy and electron energy loss spectroscopy, energy dispersive X-ray spectroscopy, time-of-flight secondary The determination is made by analyzing the element and composition of the cross section using a means capable of elemental analysis and composition analysis such as ion mass spectrometry.
  • the state in which the hydrophilic polymer layer is phase-separated into two or more phases refers to the state in which the cross-section of the medical device is phase-separated into two or more phases in the hydrophilic polymer layer when observed using a transmission electron microscope. Indicates the observed state. The case where it is difficult to determine the phase separation only by observation with a transmission electron microscope is the same as described above.
  • the hydrophilic polymer layer When the hydrophilic polymer layer has a multilayer structure of two or more layers, the hydrophilic polymer layer becomes sufficiently thick and water wettability and easy slipperiness become better. In addition, when the hydrophilic polymer layer has a state of being separated into two or more phases, it becomes easy to distinguish foreign materials such as dust and dust when the cross section of the medical device is observed using a transmission electron microscope. It is easy to confirm the formation of the polymer layer on the surface of the substrate, which is efficient for quality inspection.
  • the hydrophilic polymer layer it is preferable that at least a part of the hydrophilic polymer layer exists in a state of being mixed with the base material.
  • the state in which the hydrophilic polymer layer is mixed with the base material is an element such as scanning transmission electron microscopy, electron energy loss spectroscopy, energy dispersive X-ray spectroscopy, time-of-flight secondary ion mass spectrometry. This can be confirmed by detecting an element derived from the substrate in at least a part of the hydrophilic polymer layer when observed by an observation means capable of performing analysis or composition analysis.
  • the hydrophilic polymer layer can be firmly fixed to the base material.
  • a layer in which at least a part of the hydrophilic polymer layer is mixed with the base material (hereinafter referred to as a mixed layer) and “a layer made of the hydrophilic polymer” It is preferable that a two-layer structure consisting of “(hereinafter referred to as single layer) is observed.
  • the thickness of the mixed layer is preferably 3% or more, more preferably 5% or more, and still more preferably 10% or more with respect to the total thickness of the mixed layer and the single layer.
  • the thickness of the mixed layer is preferably 98% or less, more preferably 95% or less, still more preferably 90% or less, and most preferably 80% or less with respect to the total thickness of the mixed layer and the single layer. If the thickness ratio of the mixed layer is too small, mixing of the hydrophilic polymer and the base material is not sufficient, which is not preferable. If the thickness ratio of the mixed layer is too large, the properties of the hydrophilic polymer may not be sufficiently exhibited, which is not preferable.
  • the number of layers or phases is preferably 2 to 3 layers or phases, more preferably 2 layers or phases, from the viewpoint of excellent transparency of the medical device. If the medical device is highly transparent, for example, when used as a skin material, the state of the skin can be easily visually observed without removing the medical device from the skin. Moreover, if the transparency of the medical device is high, it can be used as an ophthalmic lens.
  • the medical device of the present invention may have a tube shape.
  • tubular devices include infusion tubes, gas transport tubes, drainage tubes, blood circuits, coating tubes, catheters, stents, sheaths, tube connectors, access ports, and the like.
  • the medical device of the present invention may be in the form of a sheet or film.
  • Specific examples of such an embodiment include a skin covering material, a wound covering material, a skin protecting material, a skin drug carrier, a biosensor chip, and an endoscope covering material.
  • the medical device of the present invention may have a storage container shape.
  • Specific examples of such an embodiment include drug carriers, cuffs, drainage bags, and the like.
  • the medical device of the present invention may have a lens shape.
  • ophthalmic lenses such as contact lenses, intraocular lenses, artificial corneas, corneal inlays, corneal onlays, and spectacle lenses.
  • An ophthalmic lens, particularly a contact lens, is one of the most preferred embodiments of the present invention.
  • the medical device of the present invention includes an ophthalmic lens, a skin covering material, a wound covering material, a skin protecting material, a skin drug carrier, an infusion tube, a gas transport tube, a drainage tube, a blood circuit, A covering tube, a catheter, a stent, a sheath biosensor chip, or an endoscope covering material is preferable.
  • the medical device of the present invention is an ophthalmic device such as a medical device or an ophthalmic lens that is used by being attached to the surface of a living body, for example, it is possible to prevent sticking to the user's skin and the like and to the wearer's cornea From the viewpoint of preventing sticking, it is preferable that the liquid film holding time on the surface of the medical device is long.
  • the liquid film holding time means that when the medical device immersed in the phosphate buffer is pulled out of the liquid and held so that the surface is vertical in the air, the liquid film on the device surface is held without being cut. It's time.
  • the liquid film holding time is preferably 15 seconds or longer, more preferably 20 seconds or longer, and most preferably 30 seconds or longer.
  • the dynamic contact angle on the surface of the medical device is preferably low from the viewpoint of preventing the wearer from sticking to the cornea.
  • the dynamic contact angle is preferably 60 ° or less, more preferably 55 ° or less, and most preferably 50 ° or less.
  • the dynamic contact angle (during advancement, immersion speed: 0.1 mm / sec) is measured on a sample wet with a phosphate buffer. Details of the measurement method will be described later.
  • the medical device of the present invention is a medical device that is used by being inserted into a living body, for example, or a device that is used in contact with a mucous membrane
  • the surface of the medical device has excellent slipperiness. Is preferred.
  • the friction coefficient measured by the method shown in the examples of the present specification is small.
  • the coefficient of friction is preferably 0.7 or less, more preferably 0.6 or less, and most preferably 0.5 or less. Further, if the friction is extremely small, handling at the time of desorption tends to be difficult, so the friction coefficient is preferably 0.001 or more, and more preferably 0.002 or more.
  • the amount of change in the moisture content of the base material and the obtained medical device is preferably 10 percentage points or less, more preferably 8 percentage points or less, and most preferably 6 percentage points or less.
  • the amount of change in water content (percentage point) is the difference between the water content (mass%) of the obtained medical device and the water content (mass%) of the base material used as the raw material. Details of the measurement method will be described later.
  • the size change rate before and after forming the hydrophilic polymer layer of the medical device of the present invention is preferably 5% or less from the viewpoint of preventing corneal damage due to deformation when used for an ophthalmic device such as an ophthalmic lens. % Or less is more preferable, and 3% or less is most preferable.
  • the size change rate before and after the formation of the hydrophilic polymer layer is a value representing the change in the size of the obtained medical device as a ratio with respect to the size of the base material before the formation of the hydrophilic polymer layer. Details of the measurement method will be described later.
  • the tensile elastic modulus of the medical device of the present invention should be appropriately selected according to the type of the medical device, but in the case of a soft medical device such as an ophthalmic lens, the tensile elastic modulus is preferably 10 MPa or less, preferably 5 MPa. The following is preferable, 3 MPa or less is more preferable, 2 MPa or less is more preferable, 1 MPa or less is more preferable, and 0.6 MPa is most preferable.
  • the tensile elastic modulus is preferably 0.01 MPa or more, more preferably 0.1 MPa or more, further preferably 0.2 MPa or more, and most preferably 0.25 MPa or more.
  • tensile modulus In the case of a soft medical device such as an ophthalmic lens, if the tensile modulus is too small, it tends to be too soft and difficult to handle. If the tensile elastic modulus is too large, it tends to be too hard to wear and feel.
  • the rate of change in tensile modulus before and after formation of the hydrophilic polymer layer of the medical device of the present invention is preferably 15% or less, more preferably 14% or less, and most preferably 13% or less. If the rate of change in tensile modulus is too large, there is a risk of causing deformation and poor usability.
  • the rate of change in tensile elastic modulus before and after the formation of the hydrophilic polymer layer is a value representing the change in tensile elastic modulus of the obtained medical device as a ratio with respect to the tensile elastic modulus of the substrate before the formation of the hydrophilic polymer layer. That's it. Details of the measurement method will be described later.
  • the antifouling property of the medical device of the present invention can be evaluated by mucin adhesion and lipid (methyl palmitate) adhesion.
  • Mucin adhesion amount is preferably 10 [mu] g / cm 2 or less, more preferably 5 [mu] g / cm 2 or less, 3 [mu] g / cm 2 or less is most preferable. Details of the measurement method will be described later.
  • the medical device of the present invention can be obtained by a method in which the substrate is heated in a state of being placed in a solution containing a hydrophilic polymer having a hydroxyl group and an amide group.
  • the inventors of the present invention arrange a solution containing a hydrophilic polymer having a hydroxyl group and an amide group and a substrate on or in a support, and support the solution and the substrate.
  • a hydrophilic polymer having a hydroxyl group and an amide group can be fixed to the surface of a substrate by an extremely simple method in which the pH is in the range of 2.0 or more and 6.0 or less, and has excellent water wettability for medical devices. It has been found that it can impart slipperiness and the like.
  • the support is preferably a mold used for molding the base material.
  • a molding die used for molding the substrate as the support, the substrate can be stably disposed in the support.
  • the solution containing the hydrophilic polymer having a hydroxyl group and an amide group can be brought into uniform contact with the substrate.
  • Examples of the support include a mold used for molding a medical device substrate, an apparatus used for a manufacturing process other than the molding of a medical device substrate, and a container used for packaging medical devices. .
  • the mold may be a mold before being used for molding the substrate, but it is preferable to use a mold after being used for molding the substrate. By reusing the mold after it has been used for molding, it is possible to reduce manufacturing costs and waste.
  • the support may be disposable.
  • the term “disposable” means that the product is discarded after being used within one to five times. In the case of discarding after one use, there is the convenience that the work and equipment for returning to the state before use after use of the support can be simplified or omitted. In the case of disposal after 2 to 5 uses, the resources used for the support can be reduced, and the amount of the discarded support can be reduced.
  • the mold used for molding the base material is a mold used for molding the contact lens base material.
  • the container used for packaging the medical device is preferably a contact lens sales container. Also included is a lens case with a contact lens care product that is widely used for storage.
  • the medical device of the present invention is an ophthalmic device such as an ophthalmic lens
  • an ophthalmic device such as an ophthalmic lens
  • a spin casting method as disclosed in JP2011-70207A and a method disclosed in JP2013-222141A, which are general molding methods for ophthalmic lenses are disclosed.
  • Examples thereof include a mold used in a method such as a cast mold method.
  • any appropriate thermoplastic polyolefin resin or a mixture of such resins can be used.
  • thermoplastic polyolefin resins include, but are not limited to, thermoplastic polyethylene resins, thermoplastic polypropylene resins, thermoplastic polystyrene resins, and the like, and mixtures thereof.
  • the apparatus used in the manufacturing process other than the molding of the base material of the medical device includes an apparatus for transporting the ophthalmic lens, an apparatus used for peeling the ophthalmic lens base material from the mold, and the ophthalmic lens
  • an apparatus used for transporting the ophthalmic lens an apparatus used for peeling the ophthalmic lens base material from the mold
  • the ophthalmic lens for manufacturing processes other than molding of medical device base materials such as an apparatus used in an extraction process for removing unnecessary residual substances in a lens, and a known surface treatment other than the hydrophilization method of the present invention Includes all equipment used.
  • a contact lens storage and dispensing blister container includes a base having a cavity and a planar flange that sledges around the edge of the cavity.
  • the base portion is made of a plastic material.
  • a soft cover sheet is adhered to the flange surface, usually sealing or sealing the cavity in a liquid tight state.
  • the contact lens is immersed and accommodated in a lens storage solution such as various buffer solutions.
  • the base portion may be formed from various plastic materials, but is preferably transparent.
  • a plastic material that can be sterilized at 121 ° C. without substantial loss in its physical properties such as dimensional stability, warpage, and shrinkage is preferably used.
  • a plastic material having low water and vapor permeability is preferably used.
  • a plastic material that does not transmit bacteria and oxygen is preferably used.
  • plastic materials include fluororesins, polyamides, polyacrylates, polyethylene, nylons, olefin copolymers (eg, polypropylene and polyethylene copolymers), polyethylene terephthalate, polyvinyl chloride, amorphous polyolefins, polycarbonates, polysulfones, Examples include, but are not limited to, polybutylene terephthalate, polypropylene, polymethylpentene, polyesters, rubbers, urethanes, and the like. These materials are used alone or alternatively as a composite or laminated structure.
  • the plastic material constituting the base part is preferably polypropylene.
  • the base cavity is properly designed to contain the contact lens and a sufficient amount of lens storage solution that can completely immerse the contact lens.
  • the cavities may have various shapes in plan view, including circular, polygonal, elliptical, heart-shaped and the like.
  • the surface of the cavity is preferably determined by the individual shape, dimensions, etc. of the ophthalmic lens housed therein.
  • the surface of the cavity may have a hemispherical (concave) shape.
  • the cover sheet may be a single film or a multilayer film. Any film may be adopted as the cover sheet as long as it can be fixed to the base portion by adhesion, welding, or other methods.
  • the cover sheet may be formed of various materials that are impermeable to water and may have various thicknesses.
  • the sheet is preferably sufficiently soft so that the user can easily peel the sheet from the base.
  • a preferred example of a cover sheet is a laminate comprising a layer of metal foil and at least one, preferably two polymer layers coated with metal foil, such as, for example, polypropylene.
  • a preferred foil is aluminum.
  • the base part and the cover sheet may be fixed by various methods.
  • the cover sheet can be secured to the base or its flange by temperature treatment or sonication or other suitable bonding method.
  • heating a solution containing a hydrophilic polymer having a hydroxyl group and a substrate via a support means that the solution and the substrate are arranged on the support or in the support, and the entire support. It means heating.
  • the molecular weight and concentration of the hydrophilic polymer will be described.
  • the thickness of the layer is not sufficient, when forming a polymer layer on the substrate surface using only a hydrophilic polymer having one kind of hydroxyl group, sufficient water wettability and slipperiness are imparted to the device. There was a difficult problem.
  • the hydrophilic polymer having a hydroxyl group used in the present invention preferably has a molecular weight of 2000 to 1500,000.
  • the molecular weight is more preferably 5000 or more, and still more preferably 10,000 or more. Further, the molecular weight is more preferably 1200000 or less, and further preferably 1000000 or less.
  • the molecular weight a mass average molecular weight in terms of polyethylene glycol measured by a gel permeation chromatography method (aqueous solvent) is used.
  • the concentration of the hydrophilic polymer in the solution at the time of production is increased, the thickness of the generally obtained hydrophilic polymer layer increases.
  • the concentration of the hydrophilic polymer having a hydroxyl group in the solution is 0.0001 to 30% by mass. Is preferred.
  • the concentration of the hydrophilic polymer is more preferably 0.001% by mass or more, and further preferably 0.005% by mass or more. Further, the concentration of the hydrophilic polymer is more preferably 20% by mass or less, and further preferably 15% by mass or less.
  • the solution does not become turbid and a medical device with good transparency is obtained.
  • 2.0 to 6.0 is preferable.
  • the initial pH is more preferably 2.2 or more, more preferably 2.4 or more, further preferably 2.5 or more, and even more preferably 2.6 or more.
  • the initial pH is preferably 5.0 or less, more preferably 4.5 or less, and even more preferably 4.0 or less.
  • the initial pH is 2.0 or more, the turbidity of the solution is less likely to occur. It is preferable that the solution does not become turbid because the surface of the medical device tends to have high water wettability and easy slipperiness.
  • the initial pH exceeds 6.0, the resulting hydrophilic polymer layer tends not to exist in two or more layers or two or more phases, and the water wettability and slipperiness of the surface of the medical device are reduced, It is not preferable.
  • the pH of the solution can be measured using a pH meter (for example, a pH meter, Eutech pH 2700 (Eutech Instruments)).
  • a pH meter for example, a pH meter, Eutech pH 2700 (Eutech Instruments)
  • the initial pH of the solution containing the hydrophilic polymer having a hydroxyl group is that all the hydrophilic polymer is added to the solution and then stirred at room temperature (23 to 25 ° C.) for 2 hours using a rotator. It refers to the value of pH measured after uniforming and before placing and heating the substrate.
  • the second decimal place of the pH value is rounded off.
  • the pH of the solution can change when a heating operation is performed.
  • the pH of the solution after the heating operation is preferably 2.0 to 6.0.
  • the pH after heating is more preferably 2.1 or higher, more preferably 2.2 or higher, and most preferably 2.3 or higher.
  • the pH after heating is more preferably 5.9 or less, more preferably 5.5 or less, further preferably 5.0 or less, and most preferably 4.5 or less.
  • the pH can be set to an appropriate pH condition during the heating operation, and the physical properties of the obtained medical device are suitable.
  • the pH can be adjusted by performing neutralization treatment or adding water.
  • the pH of the solution after performing is the pH before performing such pH adjustment treatment.
  • the pH of the solution is determined by adding an acidic substance such as acetic acid, citric acid, formic acid, ascorbic acid, trifluoromethanesulfonic acid, methanesulfonic acid, nitric acid, sulfuric acid, phosphoric acid, hydrochloric acid to a solution containing a hydrophilic polymer.
  • an acidic substance selected from citric acid, ascorbic acid, and sulfuric acid is preferable from the viewpoint of low volatility and high safety to living bodies.
  • buffering agent any physiologically compatible known buffering agent can be used.
  • Buffering agents are known to those skilled in the art and examples are as follows. Boric acid, boric acid salts (e.g., sodium borate), citric acid, citric acid salts (e.g. potassium citrate), bicarbonate (e.g. sodium bicarbonate), phosphate buffer (e.g.
  • the heating method includes high-pressure steam sterilization, electromagnetic wave ( ⁇ -ray, microwave, etc.) irradiation, dry heat method, flame method and the like.
  • the high pressure steam sterilization method is most preferable from the viewpoints of water wettability, easy slipping and shortening of the manufacturing process.
  • As an apparatus it is preferable to use an autoclave.
  • the heating temperature is preferably 60 ° C. to 200 ° C. from the viewpoint of obtaining a medical device surface exhibiting good water wettability and easy slipping and having little influence on the strength of the medical device itself.
  • the heating temperature is more preferably 80 ° C. or higher, more preferably 100 ° C. or higher, further preferably 101 ° C. or higher, and most preferably 110 ° C. or higher.
  • the heating temperature is more preferably 180 ° C. or less, further preferably 170 ° C. or less, and most preferably 150 ° C. or less.
  • the heating time is more preferably 10 minutes or more, and more preferably 15 minutes or more.
  • the heating time is more preferably 400 minutes or less, and more preferably 300 minutes or less.
  • Further processing may be performed on the obtained medical device after the above heat treatment.
  • a method of performing a similar heat treatment again in a solution containing a hydrophilic polymer having a hydroxyl group a method of performing a similar heat treatment by replacing the solution with a solution not containing a hydrophilic polymer, and irradiation with radiation.
  • Examples include a method of performing, a method of performing LbL treatment (Layer by Layer treatment) in which polymer materials having opposite charges are alternately coated one layer at a time, a method of performing a crosslinking treatment with metal ions, and a method of performing a chemical crosslinking treatment.
  • LbL treatment Layer by Layer treatment
  • metal ions a method of performing a crosslinking treatment with metal ions
  • a method of performing a chemical crosslinking treatment a method of performing a chemical crosslinking treatment.
  • various ion beams, electron beams, positron beams, X-rays, ⁇ rays and neutron beams are preferable, electron beams and ⁇ rays are more preferable, and ⁇ rays are most preferable.
  • LbL treatment for example, a treatment using an acidic polymer and a basic polymer as described in International Publication No. 2013/024800 may be used.
  • metal ions used for the crosslinking treatment with the above metal ions various metal ions are preferable, monovalent and divalent metal ions are more preferable, and divalent metal ions are most preferable.
  • a chelate complex may also be used.
  • Examples of the chemical crosslinking treatment include a reaction between an epoxide group and a carboxyl group as described in, for example, JP-T-2014-533381 and an acidic hydrophilic polymer having an appropriate hydroxyl group. A cross-linking treatment formed between them may be used.
  • the solution not containing a hydrophilic polymer is not particularly limited, but a buffer solution is preferable.
  • a buffer solution is preferable.
  • the buffering agent those described above can be used.
  • the pH of the buffer solution is preferably 6.3 to 7.8 which is a physiologically acceptable range.
  • the pH of the buffer solution is preferably 6.5 or higher, more preferably 6.8 or higher.
  • the pH of the buffer solution is preferably 7.6 or less, more preferably 7.4 or less.
  • the medical device in the storage container was allowed to stand at room temperature for 24 hours or more.
  • the sample was lightly washed in 50 mL of phosphate buffer in a beaker at room temperature, and then allowed to stand for 24 hours or more in fresh 50 mL of phosphate buffer.
  • D The liquid film on the surface is cut in 1 second or more and less than 5 seconds.
  • E The liquid film on the surface is instantaneously cut (less than 1 second).
  • the medical device in the storage container was allowed to stand at room temperature for 24 hours or more.
  • the sample was lightly washed in 50 mL of phosphate buffer in a beaker at room temperature, and then allowed to stand for 24 hours or more in fresh 50 mL of phosphate buffer.
  • A Very good slipperiness (finger slips on the surface of the medical device and does not feel any resistance).
  • B Easily slippery between A and C.
  • C Medium slipperiness (finger slides on the surface of the medical device and hardly feels resistance).
  • D There is almost no slipperiness (about the middle of C and E).
  • E There is no slipperiness (a finger does not slide easily on the surface of a medical device and a great resistance is felt).
  • Friction tester KES-SE manufactured by Kato Tech Co., Ltd.
  • Friction SENS H Measurement SPEED: 2 ⁇ 1 mm / sec Frictional load: 44 g.
  • a 20 cc screw tube was charged with 0.03 g of methyl palmitate, 10 g of pure water, and one contact lens sample.
  • the screw tube was shaken for 3 hours under conditions of 37 ° C. and 165 rpm. After shaking, the sample in the screw tube was scrubbed with tap water at 40 ° C. and household liquid detergent (“Mama Lemon (registered trademark)” manufactured by Lion).
  • the washed sample was placed in a screw tube containing a phosphate buffer and stored in a refrigerator at 4 ° C. for 1 hour. Thereafter, the sample was visually observed, and if there was a cloudy portion, it was determined that methyl palmitate was attached, and the area of the portion where methyl palmitate was attached to the entire surface of the sample was observed.
  • a test piece having a width (minimum portion) of 5 mm and a length of 14 mm was cut out from the contact lens-shaped sample using a punching die.
  • a mucin Mucin, Bovine Subgroup Gland (Catalog No. 499643) of CALBIOCHEM was used.
  • ⁇ Change rate of tensile modulus before and after hydrophilic polymer layer formation It calculated from the measurement result of the said tensile elasticity modulus by the following Formula (3).
  • the average value of N 6 was defined as the rate of change in tensile modulus before and after forming the hydrophilic polymer layer.
  • Tensile modulus change rate (%) before and after formation of hydrophilic polymer layer (tensile modulus of medical device ⁇ tensile modulus of substrate) / tensile modulus of substrate ⁇ 100 Formula (3).
  • ⁇ Size change rate before and after hydrophilic polymer layer formation It calculated from the measurement result of the said size by the following Formula (4).
  • the average value of N 3 was defined as the size change rate before and after the formation of the hydrophilic polymer layer.
  • Size change rate before and after formation of hydrophilic polymer layer (%) (size of medical device ⁇ size of substrate) / size of substrate ⁇ 100 Formula (4).
  • the molecular weight of the hydrophilic polymer used was measured under the following conditions.
  • the GPC measurement conditions are as follows.
  • Flow rate 0.5 mL / min Measurement time: 30 minutes
  • ⁇ PH measurement method> The pH of the solution was measured using a pH meter Eutech pH 2700 (manufactured by Eutech Instruments).
  • the initial pH of the solution containing the hydrophilic polymer is determined by adding the hydrophilic polymer to the solution described in each example and the like, and then stirring the solution at room temperature (23 to 25 ° C.) for 2 hours using a rotor.
  • pH after heat treatment is a pH measured immediately after the heat treatment is performed once and the solution is cooled to room temperature (23 to 25 ° C.).
  • Sample preparation was performed by an ultrathin section method using RuO 4 staining. If it is difficult to distinguish between the base material and the coating layer, OsO 4 staining may be added. In this example, RuO 4 dyeing was performed when the substrate was a silicone hydrogel or silicone. An ultramicrotome was used to produce ultrathin sections.
  • the elemental composition analysis of the hydrophilic polymer layer was performed by analyzing a cross section of the device frozen in a water-containing state using a cryotransfer holder by a scanning transmission electron microscope and electron energy loss spectroscopy.
  • Apparatus Field emission electron microscope Conditions: Accelerating voltage: 200 kV Measurement temperature: -100 ° C
  • Electron Energy Loss Spectroscopy GATAN GIF Tridiem Image acquisition: Digital Micrograph Sample preparation: Sample preparation was performed by an ultrathin section method using RuO 4 staining. If it is difficult to distinguish between the base material and the coating layer, OsO 4 staining may be added. In this example, RuO 4 dyeing was performed when the substrate was a silicone hydrogel or silicone. An ultramicrotome was used to produce ultrathin sections.
  • ⁇ Film thickness of hydrophilic polymer layer> The thickness of the dried hydrophilic polymer layer was determined by observing the cross section of the dried medical device using a transmission electron microscope. The measurement was performed under the conditions described in the above ⁇ Determination of separation of hydrophilic polymer layer>. The film thickness was measured at five locations for each field of view at four locations, and a total of 20 thicknesses were measured. The minimum and maximum values of the measured film thickness are listed.
  • the thickness of the frozen hydrophilic polymer layer was determined by observing a cross section of the medical device frozen in a water-containing state using a cryotransfer holder using a scanning transmission electron microscope. The measurement was performed under the conditions described in the above ⁇ Elemental composition analysis of hydrophilic polymer layer>. The film thickness was measured at five locations for each field of view at four locations, and a total of 20 thicknesses were measured. The minimum and maximum values of the measured film thickness are listed.
  • the monomer mixture is injected into a contact lens mold made of a transparent resin (base curve side material: polypropylene, front curve side material: polypropylene), and irradiated with light (wavelength 405 nm ( ⁇ 5 nm), illuminance: 0 to 0.7 mW). / Cm 2 , 30 minutes).
  • the molded product obtained was immersed in a 100% by mass isopropyl alcohol aqueous solution at 60 ° C. for 1.5 hours together with the mold from which the front curve and the base curve were released to form a contact lens-shaped molded product from the mold. It peeled.
  • the molded body thus obtained was immersed in a large excess of 100% by mass isopropyl alcohol aqueous solution maintained at 60 ° C. for 2 hours to extract impurities such as residual monomers. Then, it was dried at room temperature (23 ° C.) for 12 hours.
  • [Phosphate buffer] The composition of the phosphate buffer used in the processes of the following Examples and Comparative Examples and the above-described measurement is as follows. KCl 0.2g / L KH 2 PO 4 0.2 g / L NaCl 8.0 g / L Na 2 HPO 4 (anhydrous) 1.15 g / L EDTA 0.25 g / L.
  • Example 1 As the base material, the molded body obtained in Reference Example 1 was used. An aqueous solution containing 0.2% by mass of acrylic acid / N, N-dimethylacrylamide copolymer (molar ratio 1/9 in copolymerization, Mw: 800000, manufactured by Osaka Organic Chemical Industry Co., Ltd.) in pure water with sulfuric acid After 1.2 mL of the solution adjusted to pH 2.6 was poured into a polypropylene contact lens blister container, the substrate was placed in the blister container, the container was sealed, and the container was heated in an autoclave at 121 ° C. for 30 minutes.
  • An aqueous solution containing 0.2% by mass of acrylic acid / N, N-dimethylacrylamide copolymer (molar ratio 1/9 in copolymerization, Mw: 800000, manufactured by Osaka Organic Chemical Industry Co., Ltd.) in pure water with sulfuric acid After 1.2 mL of the solution adjusted to pH 2.6 was poured into a polypropylene contact lens blister
  • the obtained molded body was immersed and washed in a phosphate buffer solution for 30 seconds, and then the liquid in the blister container was replaced with a new phosphate buffer solution, and further heated in an autoclave at 121 ° C. for 30 minutes.
  • Tables 1 to 4 show the results of evaluating the molded body by the above method.
  • Example 2 As the base material, the molded body obtained in Reference Example 1 was used. A solution containing 0.2% by mass of acrylic acid / N, N-dimethylacrylamide copolymer (molar ratio in copolymerization 1/9, Mw: 700,000, manufactured by Osaka Organic Chemical Industry Co., Ltd.) in a phosphate buffer. After 1.2 mL of a solution adjusted to pH 2.7 with sulfuric acid was poured into a polypropylene contact lens blister container, the substrate was placed in the blister container, the container was sealed, and the container was heated in an autoclave at 121 ° C. for 30 minutes.
  • the obtained molded body was washed with a phosphate buffer at 250 rpm ⁇ 10 seconds, and then the liquid in the blister container was replaced with a new phosphate buffer, and further heated at 121 ° C. for 30 minutes in an autoclave.
  • Tables 1 to 4 show the results of evaluating the molded body by the above method.
  • Example 3 As the base material, the molded body obtained in Reference Example 1 was used. A solution containing 0.03% by mass of acrylic acid / N, N-dimethylacrylamide copolymer (molar ratio in copolymerization 1/2, Mw: 500,000, manufactured by Osaka Organic Chemical Industry Co., Ltd.) in a phosphate buffer. After 1.2 mL of a solution adjusted to pH 3.1 with sulfuric acid was poured into a polypropylene contact lens blister container, the substrate was placed in the blister container, the container was sealed, and the container was heated in an autoclave at 121 ° C. for 30 minutes.
  • the obtained molded body was washed with a phosphate buffer at 250 rpm ⁇ 10 seconds, and then the liquid in the blister container was replaced with a new phosphate buffer, and further heated at 121 ° C. for 30 minutes in an autoclave.
  • Tables 1 to 4 show the results of evaluating the molded body by the above method.
  • Example 4 As the base material, the molded body obtained in Reference Example 1 was used. A solution containing 0.2% by mass of acrylic acid / N, N-dimethylacrylamide copolymer (molar ratio 1/9 in copolymerization, Mw: 800000, manufactured by Osaka Organic Chemical Industry Co., Ltd.) in a phosphate buffer. 1.0 mL of the solution adjusted to pH 2.4 with sulfuric acid is injected into the non-molding surface of the base curve side molding mold for contact lenses made of polypropylene, and then the base material is put there and heated together with the mold at 80 ° C. for 30 minutes. did.
  • the obtained molded body was washed with a phosphate buffer at 250 rpm ⁇ 10 seconds, and then the liquid in the mold was replaced with a new phosphate buffer, and further heated at 121 ° C. for 30 minutes in an autoclave.
  • Tables 1 to 4 show the evaluation results of this molded body by the above method.
  • Example 5 As the base material, the molded body obtained in Reference Example 1 was used. A solution containing 0.2% by mass of acrylic acid / N, N-dimethylacrylamide copolymer (molar ratio 1/9 in copolymerization, Mw: 800000, manufactured by Osaka Organic Chemical Industry Co., Ltd.) in a phosphate buffer. After 1.2 mL of a solution adjusted to pH 2.4 with sulfuric acid was poured into a polypropylene blister container for contact lenses, the substrate was placed in the blister container, the container was sealed, and the container was heated in an autoclave for 30 minutes at 100 ° C.
  • the obtained molded body was washed with a phosphate buffer at 250 rpm ⁇ 10 seconds, and then the liquid in the blister container was replaced with a new phosphate buffer, and further heated at 121 ° C. for 30 minutes in an autoclave.
  • Tables 1 to 4 show the results of evaluating the molded body by the above method.
  • Example 6 As the base material, the molded body obtained in Reference Example 1 was used. An aqueous solution containing 0.2% by mass of acrylic acid / N, N-dimethylacrylamide copolymer (molar ratio 1/9 in copolymerization, Mw: 800000, manufactured by Osaka Organic Chemical Industry Co., Ltd.) in pure water with sulfuric acid After 1.2 mL of the solution adjusted to pH 2.4 was injected into a polypropylene contact lens blister container, the substrate was placed in the blister container, the container was sealed, and the container was heated in an autoclave at 121 ° C. for 30 minutes.
  • the obtained molded body was washed with a phosphate buffer at 250 rpm ⁇ 10 seconds, and then the liquid in the blister container was replaced with a new phosphate buffer, and further heated at 121 ° C. for 30 minutes in an autoclave.
  • Tables 1 to 4 show the results of evaluating the molded body by the above method.
  • Example 7 As the substrate, a commercially available hydrogel lens “1day Acuvue (registered trademark)” (manufactured by Johnson & Johnson) mainly composed of 2-hydroxyethyl methacrylate was used. A solution containing acrylic acid / vinylpyrrolidone copolymer (molar ratio 1/4 in copolymerization, Mw: 500,000, manufactured by Osaka Organic Chemical Industry Co., Ltd.) in a phosphoric acid buffer solution by 0.1% by mass with sulfuric acid was adjusted to pH 3.
  • acrylic acid / vinylpyrrolidone copolymer molar ratio 1/4 in copolymerization, Mw: 500,000, manufactured by Osaka Organic Chemical Industry Co., Ltd.
  • Example 8 As the substrate, a commercially available hydrogel lens “1day Acuvue (registered trademark)” (manufactured by Johnson & Johnson) mainly composed of 2-hydroxyethyl methacrylate was used. A solution containing 0.1% by mass of acrylic acid / vinylpyrrolidone copolymer (molar ratio 1/4 in copolymerization, Mw: 500000, manufactured by Osaka Organic Chemical Industry Co., Ltd.) in a phosphate buffer solution with sulfuric acid at pH 4.
  • Example 9 As the substrate, a commercially available hydrogel lens “1day Acuvue (registered trademark)” (manufactured by Johnson & Johnson) mainly composed of 2-hydroxyethyl methacrylate was used. A solution containing acrylic acid / vinylpyrrolidone copolymer (molar ratio 1/4 in copolymerization, Mw: 500,000, manufactured by Osaka Organic Chemical Industry Co., Ltd.) in a phosphoric acid buffer solution by 0.1% by mass with sulfuric acid is adjusted to pH 5.
  • acrylic acid / vinylpyrrolidone copolymer molar ratio 1/4 in copolymerization, Mw: 500,000, manufactured by Osaka Organic Chemical Industry Co., Ltd.
  • Example 10 As the substrate, a commercially available hydrogel lens “1day Acuvue (registered trademark)” (manufactured by Johnson & Johnson) mainly composed of 2-hydroxyethyl methacrylate was used. A solution containing acrylic acid / vinylpyrrolidone copolymer (molar ratio 1/4 in copolymerization, Mw: 500,000, manufactured by Osaka Organic Chemical Industry Co., Ltd.) in a phosphoric acid buffer solution by 0.1% by mass with sulfuric acid is adjusted to pH 5.
  • acrylic acid / vinylpyrrolidone copolymer molar ratio 1/4 in copolymerization, Mw: 500,000, manufactured by Osaka Organic Chemical Industry Co., Ltd.
  • Example 11 As the substrate, a commercially available hydrogel lens “1day Acuvue (registered trademark)” (manufactured by Johnson & Johnson) mainly composed of 2-hydroxyethyl methacrylate was used. A solution containing 0.2% by mass of acrylic acid / N, N-dimethylacrylamide copolymer (molar ratio 1/9 in copolymerization, Mw: 800000, manufactured by Osaka Organic Chemical Industry Co., Ltd.) in a phosphate buffer.
  • Example 12 As the substrate, a commercially available hydrogel lens “1day Acuvue (registered trademark)” (manufactured by Johnson & Johnson) mainly composed of 2-hydroxyethyl methacrylate was used. A solution containing 0.2% by mass of acrylic acid / N, N-dimethylacrylamide copolymer (molar ratio 1/9 in copolymerization, Mw: 500000, manufactured by Osaka Organic Chemical Industry Co., Ltd.) in a phosphate buffer.
  • Example 13 As the substrate, a commercially available hydrogel lens “1day Acuvue (registered trademark)” (manufactured by Johnson & Johnson) mainly composed of 2-hydroxyethyl methacrylate was used. A solution containing 0.2% by mass of acrylic acid / N, N-dimethylacrylamide copolymer (molar ratio in copolymerization 1/2, Mw: 700,000, manufactured by Osaka Organic Chemical Industry Co., Ltd.) in a phosphate buffer.
  • Example 14 As the substrate, a commercially available hydrogel lens “1day Acuvue (registered trademark)” (manufactured by Johnson & Johnson) mainly composed of 2-hydroxyethyl methacrylate was used. A solution containing 0.1% by mass of acrylic acid / vinylpyrrolidone copolymer (molar ratio 1/4 in copolymerization, Mw: 500000, manufactured by Osaka Organic Chemical Industry Co., Ltd.) in a phosphate buffer solution with sulfuric acid at pH 4.
  • Example 15 As the substrate, a commercially available hydrogel lens “1day Acuvue (registered trademark)” (manufactured by Johnson & Johnson) mainly composed of 2-hydroxyethyl methacrylate was used. A solution containing acrylic acid / vinylpyrrolidone copolymer (molar ratio 1/4 in copolymerization, Mw: 800,000, manufactured by Osaka Organic Chemical Industry Co., Ltd.) in a phosphate buffer solution at 0.1% by mass with sulfuric acid is adjusted to pH 4.
  • acrylic acid / vinylpyrrolidone copolymer molar ratio 1/4 in copolymerization, Mw: 800,000, manufactured by Osaka Organic Chemical Industry Co., Ltd.
  • Example 16 As the substrate, a commercially available hydrogel lens “1day Acuvue (registered trademark)” (manufactured by Johnson & Johnson) mainly composed of 2-hydroxyethyl methacrylate was used. A solution containing 0.1% by mass of a base material, acrylic acid / vinyl pyrrolidone copolymer (molar ratio 1/9 in copolymerization, Mw: 400000, manufactured by Osaka Organic Chemical Industry Co., Ltd.) in a phosphate buffer.
  • acrylic acid / vinyl pyrrolidone copolymer molar ratio 1/9 in copolymerization, Mw: 400000, manufactured by Osaka Organic Chemical Industry Co., Ltd.
  • Example 17 As a base material, a commercially available silicone hydrogel lens “1day Acquire Truee (registered trademark)” (manufactured by Johnson & Johnson) mainly composed of polyvinylpyrrolidone and silicone was used. A solution containing 0.2% by mass of acrylic acid / N, N-dimethylacrylamide copolymer (molar ratio 1/9 in copolymerization, Mw: 800000, manufactured by Osaka Organic Chemical Industry Co., Ltd.) in a phosphate buffer.
  • Example 18 As a base material, a commercially available silicone hydrogel lens “1day Acquire Truee (registered trademark)” (manufactured by Johnson & Johnson) mainly composed of polyvinylpyrrolidone and silicone was used. A solution containing 0.2% by mass of acrylic acid / N, N-dimethylacrylamide copolymer (molar ratio 1/9 in copolymerization, Mw: 500000, manufactured by Osaka Organic Chemical Industry Co., Ltd.) in a phosphate buffer.
  • Example 19 As a base material, a commercially available silicone hydrogel lens “MyDay (registered trademark)” (manufactured by Cooper Vision Co., Ltd.) mainly containing silicone was used. A solution containing 0.2% by mass of acrylic acid / N, N-dimethylacrylamide copolymer (molar ratio 1/9 in copolymerization, Mw: 800000, manufactured by Osaka Organic Chemical Industry Co., Ltd.) in a phosphate buffer. After 1.0 mL of a solution adjusted to pH 2.0 with citric acid is injected into the molding surface of the front curve side molding mold for contact lenses made of polypropylene, the base material is put there, and the whole mold is heated in an autoclave at 90 ° C. for 30 minutes.
  • Example 20 As a base material, a commercially available silicone hydrogel lens “MyDay (registered trademark)” (manufactured by Cooper Vision Co., Ltd.) mainly containing silicone was used. A solution containing 0.2% by mass of acrylic acid / N, N-dimethylacrylamide copolymer (molar ratio 1/9 in copolymerization, Mw: 800000, manufactured by Osaka Organic Chemical Industry Co., Ltd.) in a phosphate buffer. 1.0 mL of a solution adjusted to pH 2.2 with citric acid is injected into the molding surface of the front curve side molding mold for contact lenses made of polypropylene, and then the base material is placed there and heated with the mold in an autoclave at 90 ° C. for 30 minutes.
  • MyDay registered trademark
  • Example 21 As a base material, a commercially available silicone hydrogel lens “MyDay (registered trademark)” (manufactured by Cooper Vision Co., Ltd.) mainly containing silicone was used. A solution containing 0.4% by mass of acrylic acid / N, N-dimethylacrylamide copolymer (molar ratio 1/9 in copolymerization, Mw: 800000, manufactured by Osaka Organic Chemical Industry Co., Ltd.) in a phosphate buffer.
  • the obtained molded body was washed with a phosphate buffer at 250 rpm ⁇ 10 seconds, and then the liquid in the blister container was replaced with a new phosphate buffer, and further heated at 121 ° C. for 30 minutes in an autoclave.
  • Tables 5 to 8 show the results of evaluating this molded body by the above method.
  • the obtained molded body was washed with a phosphate buffer at 250 rpm ⁇ 10 seconds, and then the liquid in the blister container was replaced with a new phosphate buffer, and heated in an autoclave at 121 ° C. for 30 minutes.
  • Tables 5 to 8 show the results of evaluating this molded body by the above method.
  • a commercially available hydrogel lens “1day Acuvue (registered trademark)” (manufactured by Johnson & Johnson) mainly composed of 2-hydroxyethyl methacrylate was used.
  • the obtained molded body was washed with a phosphate buffer at 250 rpm ⁇ 10 seconds, and then the liquid in the blister container was replaced with a new phosphate buffer, and further heated at 121 ° C. for 30 minutes in an autoclave.
  • Tables 5 to 8 show the results of evaluating this molded body by the above method.
  • the obtained molded body was washed with a phosphate buffer at 250 rpm ⁇ 10 seconds, and then the liquid in the blister container was replaced with a new phosphate buffer, and further heated at 121 ° C. for 30 minutes in an autoclave.
  • Tables 5 to 8 show the results of evaluating this molded body by the above method.
  • the obtained molded body was washed with a phosphate buffer at 250 rpm ⁇ 10 seconds, and then the liquid in the blister container was replaced with a new phosphate buffer, and further heated at 121 ° C. for 30 minutes in an autoclave.
  • Tables 5 to 8 show the results of evaluating this molded body by the above method.
  • Example 8 As the base material, the molded body obtained in Reference Example 1 was used.
  • a blister container for contact lenses made of polypropylene is prepared by adjusting a solution containing polyethylene glycol 200 (Mw 180-200, manufactured by Wako Pure Chemical Industries, Ltd.) to 0.2% by weight with sulfuric acid in a phosphate buffer. After injecting 1.2 mL, the substrate was placed in a blister container, the container was sealed, and the entire container was heated in an autoclave at 121 ° C. for 30 minutes. The obtained molded body was washed with a phosphate buffer at 250 rpm ⁇ 10 seconds, and then the liquid in the blister container was replaced with a new phosphate buffer, and further heated at 121 ° C. for 30 minutes in an autoclave. Tables 5 to 8 show the results of evaluating this molded body by the above method.
  • the obtained molded body was washed with a phosphate buffer at 250 rpm ⁇ 10 seconds, and then the liquid in the mold was replaced with a new phosphate buffer, and further heated at 121 ° C. for 30 minutes in an autoclave.
  • Tables 5 to 8 show the results of evaluating this molded body by the above method.
  • the obtained molded body was washed with a phosphate buffer at 250 rpm ⁇ 10 seconds, and then the liquid in the mold was replaced with a new phosphate buffer, and further heated at 121 ° C. for 30 minutes in an autoclave.
  • Tables 5 to 8 show the results of evaluating this molded body by the above method.
  • Comparative Example 12 As the base material, the molded body obtained in Reference Example 1 was used. Front curve side molding mold for contact lens (made of polypropylene) prepared by adjusting a solution containing 0.2% by mass of Poloxamer 407 (Mw: 11500, manufactured by BASF) in phosphate buffer to pH 2.5 with sulfuric acid After injecting 1.0 mL into the molding surface, the base material was put therein, the lid was covered with the molding surface of the base curve side molding mold, and the mold was heated in an autoclave at 121 ° C. for 30 minutes.
  • Front curve side molding mold for contact lens made of polypropylene
  • Poloxamer 407 Mw: 11500, manufactured by BASF
  • the obtained molded body was washed with a phosphate buffer at 250 rpm ⁇ 10 seconds, and then the liquid in the mold was replaced with a new phosphate buffer, and further heated at 121 ° C. for 30 minutes in an autoclave.
  • Tables 5 to 8 show the results of evaluating this molded body by the above method.
  • the molded body obtained in Reference Example 1 was used as the base material. Molding of a contact lens front curve side molding mold (made of polypropylene) using a solution containing 0.2% by mass of sodium alginate (made by Showa Chemical Co., Ltd.) in phosphate buffer adjusted to pH 2.5 with sulfuric acid After injecting 1.0 mL into the surface, the base material was put therein, the lid was covered with the molding surface of the base curve side molding mold, and the mold was heated in an autoclave at 121 ° C. for 30 minutes.
  • a contact lens front curve side molding mold made of polypropylene
  • phosphate buffer adjusted to pH 2.5 with sulfuric acid After injecting 1.0 mL into the surface, the base material was put therein, the lid was covered with the molding surface of the base curve side molding mold, and the mold was heated in an autoclave at 121 ° C. for 30 minutes.
  • the obtained molded body was washed with a phosphate buffer at 250 rpm ⁇ 10 seconds, and then the liquid in the mold was replaced with a new phosphate buffer, and further heated at 121 ° C. for 30 minutes in an autoclave.
  • Tables 5 to 8 show the results of evaluating this molded body by the above method.
  • the obtained molded body was washed with a phosphate buffer at 250 rpm ⁇ 10 seconds, and then the liquid in the blister container was replaced with a new phosphate buffer, and further heated at 121 ° C. for 30 minutes in an autoclave.
  • Tables 5 to 8 show the results of evaluating this molded body by the above method.
  • the obtained molded body was washed with a phosphate buffer at 250 rpm ⁇ 10 seconds, and then the liquid in the blister container was replaced with a new phosphate buffer, and further heated at 121 ° C. for 30 minutes in an autoclave.
  • Tables 5 to 8 show the results of evaluating this molded body by the above method.
  • a commercially available hydrogel lens “1day Acuvue (registered trademark)” (manufactured by Johnson & Johnson) mainly composed of 2-hydroxyethyl methacrylate was used.
  • a solution containing 0.2% by mass of polyvinyl acetate / polyvinylpyrrolidone copolymer “PVA-6450” (Mw: 50000, manufactured by Osaka Organic Chemical Co., Ltd.) in a phosphate buffer solution is adjusted to pH 2.5 with sulfuric acid.
  • a commercially available silicone hydrogel lens “1day Acquire Truee (registered trademark)” (manufactured by Johnson & Johnson) mainly composed of polyvinylpyrrolidone and silicone was used.
  • a solution containing 0.2% by mass of polyvinyl acetate / polyvinylpyrrolidone copolymer “PVA-6450” (Mw: 50000, manufactured by Osaka Organic Chemical Co., Ltd.) in a phosphate buffer solution is adjusted to pH 2.5 with sulfuric acid.
  • a commercially available hydrogel lens “1day Acuvue (registered trademark)” (manufactured by Johnson & Johnson) mainly composed of 2-hydroxyethyl methacrylate was used.
  • a solution in which a solution containing 0.2% by mass of poly-N-vinylacetamide “GE-191-103” (Mw: 1000000, manufactured by Showa Denko KK) in phosphate buffer is adjusted to pH 2.5 with sulfuric acid After injecting 1.2 mL of polypropylene into a contact lens blister container, the substrate was placed in a blister container, the container was sealed, and the container was heated in an autoclave at 121 ° C. for 30 minutes.
  • the obtained molded body was washed with a phosphate buffer at 250 rpm ⁇ 10 seconds, and then the liquid in the blister container was replaced with a new phosphate buffer, and further heated at 121 ° C. for 30 minutes in an autoclave.
  • Tables 5 to 8 show the results of evaluating this molded body by the above method.
  • a commercially available silicone hydrogel lens “1day Acquire Truee (registered trademark)” (manufactured by Johnson & Johnson) mainly composed of polyvinylpyrrolidone and silicone was used.
  • a solution in which a solution containing 0.2% by mass of poly-N-vinylacetamide “GE-191-103” (Mw: 1000000, manufactured by Showa Denko KK) in phosphate buffer is adjusted to pH 2.5 with sulfuric acid After injecting 1.2 mL of polypropylene into a contact lens blister container, the substrate was placed in a blister container, the container was sealed, and the container was heated in an autoclave at 121 ° C. for 30 minutes.
  • the obtained molded body was washed with a phosphate buffer at 250 rpm ⁇ 10 seconds, and then the liquid in the blister container was replaced with a new phosphate buffer, and further heated at 121 ° C. for 30 minutes in an autoclave.
  • Tables 5 to 8 show the results of evaluating this molded body by the above method.
  • a commercially available hydrogel lens “1day Acuvue (registered trademark)” (manufactured by Johnson & Johnson) mainly composed of 2-hydroxyethyl methacrylate was used. Molding of a contact lens front curve side molding mold (made of polypropylene) using a solution containing 0.2% by mass of sodium alginate (made by Showa Chemical Co., Ltd.) in phosphate buffer adjusted to pH 2.5 with sulfuric acid After injecting 1.0 mL into the surface, the base material was put therein, and the lid was covered with the molding surface of the base curve side molding mold.
  • a contact lens front curve side molding mold made of polypropylene
  • phosphate buffer adjusted to pH 2.5 with sulfuric acid After injecting 1.0 mL into the surface, the base material was put therein, and the lid was covered with the molding surface of the base curve side molding mold.
  • the obtained molded body was washed with a phosphate buffer at 250 rpm ⁇ 10 seconds, and then the liquid in the mold was replaced with a new phosphate buffer, and further heated at 121 ° C. for 30 minutes in an autoclave.
  • Tables 5 to 8 show the results of evaluating this molded body by the above method.
  • a commercially available silicone hydrogel lens “1day Acquire Truee (registered trademark)” (manufactured by Johnson & Johnson) mainly composed of polyvinylpyrrolidone and silicone was used. Molding of a contact lens front curve side molding mold (made of polypropylene) using a solution containing 0.2% by mass of sodium alginate (made by Showa Chemical Co., Ltd.) in phosphate buffer adjusted to pH 2.5 with sulfuric acid After injecting 1.0 mL into the surface, the base material was put therein, the lid was covered with the molding surface of the base curve side molding mold, and the mold was heated in an autoclave at 121 ° C. for 30 minutes.
  • the obtained molded body was washed with a phosphate buffer at 250 rpm ⁇ 10 seconds, and then the liquid in the mold was replaced with a new phosphate buffer, and further heated at 121 ° C. for 30 minutes in an autoclave.
  • Tables 9 to 12 show the results of evaluating this molded body by the above method.
  • a commercially available hydrogel lens “1day Acuvue (registered trademark)” (manufactured by Johnson & Johnson) mainly composed of 2-hydroxyethyl methacrylate was used.
  • Front curve side molding mold for contact lens (made of polypropylene) prepared by adjusting a solution containing 0.2% by mass of Poloxamer 407 (Mw: 11500, manufactured by BASF) in phosphate buffer to pH 2.5 with sulfuric acid After injecting 1.0 mL into the molding surface, the base material was put therein, the lid was covered with the molding surface of the base curve side molding mold, and then the mold was heated in an autoclave at 121 ° C. for 30 minutes.
  • the obtained molded body was washed with a phosphate buffer at 250 rpm ⁇ 10 seconds, and then the liquid in the mold was replaced with a new phosphate buffer, and further heated at 121 ° C. for 30 minutes in an autoclave.
  • Tables 9 to 12 show the results of evaluating this molded body by the above method.
  • a commercially available silicone hydrogel lens “1day Acquire Truee (registered trademark)” (manufactured by Johnson & Johnson) mainly composed of polyvinylpyrrolidone and silicone was used.
  • a solution prepared by adding 0.2% by mass of poloxamer 407 (Mw: 11500, manufactured by BASF Japan) to pH 2.5 with sulfuric acid was adjusted to pH 2.5 with sulfuric acid. After injecting 1.0 mL into the molding surface of), the substrate was put therein, the lid was covered with the molding surface of the base curve side molding mold, and the mold was then heated in an autoclave at 121 ° C. for 30 minutes.
  • the obtained molded body was washed with a phosphate buffer at 250 rpm ⁇ 10 seconds, and then the liquid in the mold was replaced with a new phosphate buffer, and further heated at 121 ° C. for 30 minutes in an autoclave.
  • Tables 9 to 12 show the results of evaluating this molded body by the above method.
  • a commercially available hydrogel lens “1day Acuvue (registered trademark)” (manufactured by Johnson & Johnson) mainly composed of 2-hydroxyethyl methacrylate was used.
  • Front curve side molding mold for contact lenses (pH 6.8) containing 0.05% by mass of poly-2-acrylamido-2-methylpropanesulfonic acid (Mw: 200000, self-made) in phosphate buffer ( After injecting 1.0 mL into the molding surface (made of polypropylene), the base material was put therein, the lid was covered with the molding surface of the base curve side molding mold, and then the mold was heated with an autoclave at 121 ° C. for 30 minutes.
  • the obtained molded body was washed with a phosphate buffer at 250 rpm ⁇ 10 seconds, and then the liquid in the mold was replaced with a new phosphate buffer, and further heated at 121 ° C. for 30 minutes in an autoclave.
  • Tables 9 to 12 show the results of evaluating this molded body by the above method.
  • a commercially available silicone hydrogel lens “1day Acquire Truee (registered trademark)” (manufactured by Johnson & Johnson) mainly composed of polyvinylpyrrolidone and silicone was used.
  • Front curve side molding mold for contact lenses (pH 6.8) containing 0.05% by mass of poly-2-acrylamido-2-methylpropanesulfonic acid (Mw: 200000, self-made) in phosphate buffer ( After injecting 1.0 mL into the molding surface (made of polypropylene), the base material was put therein, the lid was covered with the molding surface of the base curve side molding mold, and then the mold was heated with an autoclave at 121 ° C. for 30 minutes.
  • the obtained molded body was washed with a phosphate buffer at 250 rpm ⁇ 10 seconds, and then the liquid in the mold was replaced with a new phosphate buffer, and further heated at 121 ° C. for 30 minutes in an autoclave.
  • Tables 9 to 12 show the results of evaluating this molded body by the above method.
  • the obtained molded body was washed with a phosphate buffer at 250 rpm ⁇ 10 seconds, and then the liquid in the mold was replaced with a new phosphate buffer, and further heated at 121 ° C. for 30 minutes in an autoclave.
  • Tables 9 to 12 show the results of evaluating this molded body by the above method.
  • the obtained molded body was washed with a phosphate buffer at 250 rpm ⁇ 30 seconds, and then the liquid in the mold was replaced with a new phosphate buffer, and further heated at 121 ° C. for 30 minutes in an autoclave.
  • Tables 9 to 12 show the results of evaluating this molded body by the above method.
  • the obtained molded body was washed with a phosphate buffer at 250 rpm ⁇ 30 seconds, and then the liquid in the mold was replaced with a new phosphate buffer, and further heated at 121 ° C. for 30 minutes in an autoclave.
  • Tables 9 to 12 show the results of evaluating this molded body by the above method.
  • Acrylic acid / N, N-dimethylacrylamide copolymer (molar ratio in copolymerization 1/9, Mw: 800000, manufactured by Osaka Organic Chemical Industry Co., Ltd.) 0.2 mass% and urea 0.3 mass% in pure water 1.0 mL was injected into the molding surface of the front curve side molding mold for contact lenses (made of polypropylene) after using the aqueous solution contained in the solution adjusted to pH 3.0 with sulfuric acid for molding the base material of Reference Example 1, The base material was put there, and the lid was covered with the molding surface of the base curve side molding mold, and then the mold was heated in an autoclave at 121 ° C. for 30 minutes.
  • the obtained molded body was washed with a phosphate buffer at 250 rpm ⁇ 30 seconds, and then the liquid in the mold was replaced with a new phosphate buffer, and further heated at 121 ° C. for 30 minutes in an autoclave.
  • Tables 9 to 12 show the results of evaluating this molded body by the above method.
  • Tables 9 to 12 show the evaluation results of the commercial hydrogel lens “1day Acuvue (registered trademark)” (manufactured by Johnson & Johnson) mainly composed of 2-hydroxyethyl methacrylate by the above method.
  • Tables 9 to 12 show the evaluation results of the commercially available silicone hydrogel lens “1day Acquire Truee (registered trademark)” (manufactured by Johnson & Johnson) mainly composed of polyvinylpyrrolidone and silicone by the above method.
  • Tables 9 to 12 show the evaluation results of the commercially available silicone hydrogel lens “Acuvue Oasis (registered trademark)” (manufactured by Johnson & Johnson) mainly composed of polyvinylpyrrolidone and silicone by the above method.
  • Tables 9 to 12 show the evaluation results of the commercially available silicone hydrogel lens “Air Optics (registered trademark) EX Aqua” (manufactured by Nippon Alcon Co., Ltd.) whose main component is plasma-treated silicone. Show.
  • a commercially available hydrogel lens “1day Acuvue (registered trademark)” (manufactured by Johnson & Johnson) mainly composed of 2-hydroxyethyl methacrylate was used.
  • An aqueous solution containing hydrochloric acid (pH 3.0) was injected into a non-molded surface of a contact lens base curve mold (polypropylene), 1.0 mL, and then a substrate was placed therein, immersed for 5 minutes at room temperature, and purified. It was washed with shaking in water at 250 rpm ⁇ 10 seconds.
  • the liquid in the mold was changed to 1.0 mL of a solution (pH 3.3) containing 0.1% by mass of polyacrylic acid “Sokalan (registered trademark) PA110S” (Mw: 250,000, manufactured by BASF) in pure water.
  • the substrate was replaced and the substrate was immersed for 5 minutes at room temperature.
  • the obtained molded body was washed with shaking in pure water at 250 rpm ⁇ 10 seconds, and then the liquid in the mold was replaced with a new phosphate buffer.
  • Tables 9 to 12 show the results of evaluating this molded body by the above method.
  • a commercially available silicone hydrogel lens “1day Acquire Truee (registered trademark)” (manufactured by Johnson & Johnson) mainly composed of polyvinylpyrrolidone and silicone was used.
  • An aqueous solution containing hydrochloric acid (pH 3.0) was injected into a non-molded surface of a contact lens base curve mold (polypropylene), 1.0 mL, and then a substrate was placed therein, immersed for 5 minutes at room temperature, and purified. It was washed with shaking in water at 250 rpm ⁇ 10 seconds.
  • Tables 9 to 12 show the evaluation results of the commercially available hydrogel lens “Medalist (registered trademark) One Day Plus” (manufactured by Bosch Lomm) mainly composed of 2-hydroxyethyl methacrylate.

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Abstract

水酸基およびアミド基を有する親水性ポリマーを含む溶液と基材とを支持体上または支持体内に配置し、前記溶液と前記基材とを前記支持体を介して加熱する工程を含み、前記加熱する工程の開始前の前記溶液のｐＨが２．０以上６．０以下の範囲内であり、前記加熱する工程の終了後の前記溶液のｐＨが２．０以上６．０以下の範囲内である、医療デバイスの製造方法。医療デバイスを簡便に製造する方法を提供する。より詳細には、表面が親水化された医療デバイスを簡便に製造する方法を提供する。

Description

医療デバイスの製造方法
　本発明は、医療デバイスの製造方法に関する。より詳細には親水性の表面を有する医療デバイスの製造方法に関する。
　従来、種々の分野においてシリコーンゴム、ハイドロゲル（ヒドロゲル）等の樹脂製軟質材料を用いたデバイス、金属、ガラス等の硬質材料を用いたデバイスが多様な用途に用いられている。軟質材料を用いたデバイスの用途としては、生体内に導入したり、生体表面を被覆したりする医療デバイスや、細胞培養シート、組織再生用足場材料等のバイオテクノロジー用デバイスや、顔用パック等の美容デバイスが挙げられる。硬質材料を用いたデバイスの用途としては、パソコン、携帯電話、ディスプレイ等の電化製品、注射薬に使用されるアンプル、毛細管、バイオセンシングチップなどの診断・分析ツールとしての使用が挙げられる。
　種々のデバイスを、例えば医療デバイスとして生体内に導入したり、生体表面に貼付したりして用いる場合、生体と馴染みやすくするために、親水性や易滑性といった生体適合性を向上させる表面改質が重要となる。医療デバイスに表面改質の前よりも良好な特性、例えば親水性、易滑性、生体適合性などの特性を与えることができれば、使用者（患者等）にとっては、使用感の向上、不快感の低減などを期待することができる。
　医療デバイスの基材の表面を改質する方法に関しては、種々の方法が知られている。
　従来技術においては１種類のポリマー材料では十分な親水性を付与することが難しかったことから、２種類以上のポリマー材料の層を１層ずつコーティングして積層する方法が知られている（たとえば特許文献１を参照）。中でも、２種類以上のポリマー材料を、１層ずつ下の層の荷電と反対の荷電を有する層を上に積層して、交互に異なる荷電を有する層をコーティングする方法は、ＬｂＬ法（Ｌａｙｅｒ　ｂｙ　Ｌａｙｅｒ法）などと呼ばれる。かかるＬｂＬ法により得られるコーティングにおいては、基材およびポリマー材料の各々の層が、他の層と静電相互作用によって結合されていると考えられている。
　最近では、コスト効率をよくするため、ＬｂＬ法を改良した方法として、ポリイオン性物質とオートクレーブ時加水分解物質を使用し、１度の熱処理によりシリコーンハイドロゲル表面にポリイオン性物質を吸着させ、同時にシリコーンハイドロゲル表面を親水化する方法が開示されている（特許文献２参照）。
　また、１度の熱処理によりシリコーンハイドロゲル表面に２種類の親水性ポリマーを架橋させる方法が開示されている（特許文献３参照）。
　また、イオン性重合体によるコンタクトレンズの表面コーティングが開示されている（特許文献４～６参照）。
　さらに、少なくとも１種類のコーティング剤を成形型表面に塗布し、その成形型内で、物品形成用材料をキュアして物品を形成させるモールドトランスファーによる物品のコーティング方法が開示されている（特許文献７参照）。
国際公開第２０１３／０２４８００号 特表２０１０－５０８５６３号公報 特表２０１４－５３３３８１号公報 特開昭５４－１１６９４７号公報 特開昭６３－２４６７１８号公報 特開２００２－０４７３６５号公報 特表２００５－５２０７０３号公報
　しかしながら、特許文献１および２に記載されているような、従来のＬｂＬコーティングにおいては、３層～２０層程度といった多層を積層させることが通常行われている。多層を積層させると製造工程が増える。このため、製造コストの増大を招くおそれがあった。
　特許文献２に記載されているような改良されたＬｂＬコーティングにおいては、
適用できる基材は含水性のハイドロゲルに限定されている。
　特許文献３に記載されているような、１度の熱処理によりシリコーンハイドロゲル表面に２種類の親水性ポリマーを架橋させる方法に関しても、適用できる基材は含水性のハイドロゲルに限定されている。さらに、特許文献３に記載されているような方法では、熱処理前にカルボキシル基含有ポリマーをシリコーンハイドロゲル表面に架橋させる工程が必要である。また、架橋しうる親水性ポリマー材料のエポキシド基と、シリコーンハイドロゲル表面に架橋されたカルボキシル基との間の共有結合を介して、親水性ポリマーをレンズ表面に架橋させている。この架橋は水溶液中で行われる。このような複雑な工程を必要とするため、製造コストの増大を招くおそれもあった。
　特許文献４～６に記載されているような、イオン性重合体によるコンタクトレンズの表面コーティングにおいては、表面の親水性などの性能が依然不十分であった。
　特許文献７に記載されているような、コーティング方法においては、コーティング剤の塗布に使用される成形型は成形型内、および、両方の成形型の間であり外部の非成形面は含まれず、非成形面を使用した成形型の再利用が困難であった。
また、適用できる基材は含水性のハイドロゲルおよびシリコーンハイドロゲルに限定されていた。
　本発明は、上記の従来技術が有する課題に鑑みてなされたものである。すなわち、本発明では、医療デバイスを簡便に製造する方法を提供することを目的とする。より詳細には、表面が親水化された医療デバイスを簡便に製造する方法を提供することを目的とする。
　上記の目的を達成するために、本発明は次の方法に関する。
　本発明は、水酸基およびアミド基を有する親水性ポリマーを含む溶液と基材とを支持体上または支持体内に配置し、前記溶液と前記基材とを前記支持体を介して加熱する工程を含み、
　前記加熱する工程の開始前の前記溶液のｐＨが２．０以上６．０以下の範囲内であり、前記加熱する工程の終了後の前記溶液のｐＨが２．０以上６．０以下の範囲内である、医療デバイスの製造方法である。
　本発明によれば、従来技術とは異なり、簡便な方法により基材表面が親水化されることから、親水性が付与された医療デバイスを簡便なプロセスで得ることができる。また、適用できる基材は含水性のハイドロゲルおよびシリコーンハイドロゲルに限られない。
　本発明は、水酸基およびアミド基を有する親水性ポリマーを含む溶液と基材とを支持体上または支持体内に配置し、前記溶液と前記基材とを前記支持体を介して加熱する工程を含み、前記加熱する工程の開始前の前記溶液のｐＨが２．０以上６．０以下の範囲内であり、前記加熱する工程の終了後の前記溶液のｐＨが２．０以上６．０以下の範囲内である、医療デバイスの製造方法に関する。
　本発明において、基材としては、含水性の基材および非含水性の基材のいずれも使用することができる。
　具体的には、含水性の基材の材料としては、ハイドロゲル等を挙げることができる。非含水性の基材の材料としては、ポリメチルメタアクリレートのようなアクリル樹脂、シロキサン結合を有するシリコーン基材、アルミなどの金属、およびガラス等を挙げることができる。
　本発明は、含水性の基材の材料に関しては、シリコーンを含まない一般のハイドロゲルにも、シリコーンを含むハイドロゲル（シリコーンハイドロゲル）にも適用可能である。表面物性を大きく向上させることができることからシリコーンハイドロゲルに特に好適に用いることができる。
　なお、医療デバイスとは、前記基材に対して、前記加熱工程および必要に応じて洗浄工程等の製造工程を施すことにより得られるものである。医療デバイスの具体例については、後述する。
　本発明によれば、基材が含水性であっても、非含水性であっても、医療デバイスの表面に適度な親水性と易滑性を付与することができる。したがって、基材の含水率としては０～９９質量％のいずれでもよい。医療デバイス表面に適度な親水性と易滑性を付与する効果が一段と高いことから、基材の含水率としては０．０００１質量％以上が好ましく、最も好ましくは０．００１質量％以上である。また、基材の含水率は、６０質量％以下が好ましく、５０質量％以下がより好ましく、４０質量％以下がさらに好ましい。
　基材の形態としては、チューブ状または内部に空間を有する形態、シート状、フィルム状、収納容器形状、レンズ形状などが挙げられる。
　本発明によれば、親水性ポリマー層が基材表面の少なくとも一部に形成されていることが好ましい。基材表面に親水性ポリマー層が存在することによって、得られる医療デバイスの表面に親水性が与えられる。基材表面に存在する親水性ポリマー層とは、水酸基およびアミド基を有する親水性ポリマーが、前記加熱する工程によって、基材表面に層として形成されてなるものである。親水性ポリマー層の一部が基材の内部に入り込んでいてもよい。ポリマー層を構成する材料は、通常は基材とは異なる材料である。ただし、所定の効果が得られるのであれば、基材を構成する材料と同一の材料であってもよい。親水性ポリマー層には、親水性の発現を損ねない限りは、親水性ポリマー以外の添加剤等が含まれていてもよい。
　ここで、親水性ポリマーとは、室温（２０～２３℃）の水１００質量部に０．０００１質量部以上可溶なポリマーであり、水１００質量部に０．０１質量部以上可溶であるとより好ましく、０．１質量部以上可溶であればさらに好ましく、１質量部以上可溶であることが特に好ましい。
　親水性ポリマーとしては、水酸基およびアミド基を有する親水性ポリマーを用いる。水酸基を有する親水性ポリマーは、水濡れ性のみならず体液等に対する防汚性に優れた表面を形成できるために好ましい。ここでいう水酸基を有する親水性ポリマーとしては、酸性の水酸基を有するポリマーが好ましい。具体的には、カルボキシル基およびスルホン酸基から選ばれた基を有するポリマーが好ましく、カルボキシル基を有するポリマーが最も好ましい。カルボキシル基またはスルホン酸基は、塩になっていてもかまわない。
　上記水酸基を有する親水性ポリマーの例は、ポリメタクリル酸、ポリアクリル酸、ポリ（ビニル安息香酸）、ポリ（チオフェン－３－酢酸）、ポリ（４－スチレンスルホン酸）、ポリビニルスルホン酸、ポリ（２－アクリルアミド－２－メチルプロパンスルホン酸）およびこれらの塩などである。以上はホモポリマーの例であるが、前記親水性ポリマーを構成する親水性モノマー同士の共重合体、あるいは該親水性モノマーと他のモノマーの共重合体も好適に用いることができる。
　水酸基を有する親水性ポリマーが共重合体である場合、該共重合体を構成する親水性モノマーとしては、重合性の高さという点でアリル基、ビニル基、および（メタ）アクリロイル基から選ばれた基を有するモノマーが好ましく、（メタ）アクリロイル基を有するモノマーが最も好ましい。このようなモノマーとして好適なものを例示すれば、（メタ）アクリル酸、ビニル安息香酸、スチレンスルホン酸、ビニルスルホン酸、２－アクリルアミド－２－メチルプロパンスルホン酸、およびこれらの塩などが挙げられる。これらの中で、（メタ）アクリル酸、２－アクリルアミド－２－メチルプロパンスルホン酸、およびこれらの塩から選ばれたモノマーがより好ましく、最も好ましいのは（メタ）アクリル酸、およびその塩から選ばれたモノマーである。
　上記親水性ポリマーが、水酸基に加えてアミド基をさらに有することにより、水濡れ性のみならず易滑性のある表面を形成できる。水酸基およびアミド基を有する親水性ポリマーは、水に溶解すると適度な粘性を発現するため、水濡れ性のみならず易滑性のある表面を形成できる。
　水酸基およびアミド基を有する酸性の親水性ポリマーの例としては、カルボキシル基を有するポリアミド類、水酸基を有するモノマーとアミド基を有するモノマーとの共重合体などを挙げることができる。
　カルボキシル基を有するポリアミド類の好適な例としては、ポリアスパラギン酸、ポリグルタミン酸などのポリアミノ酸やポリペプチド類などを挙げることができる。
　水酸基を有するモノマーとしては、メタクリル酸、アクリル酸、ビニル安息香酸、チオフェン－３－酢酸、４－スチレンスルホン酸、ビニルスルホン酸、２－アクリルアミド－２－メチルプロパンスルホン酸およびこれらの塩から選ばれたモノマーを好適に使用することができる。
　アミド基を有するモノマーとしては、重合の容易さの点で（メタ）アクリルアミド基を有するモノマーおよびＮ－ビニルカルボン酸アミド（環状のものを含む）から選ばれたモノマーが好ましい。かかるモノマーの好適な例としては、Ｎ－ビニルピロリドン、Ｎ－ビニルカプロラクタム、Ｎ－ビニルアセトアミド、Ｎ－メチル－Ｎ－ビニルアセトアミド、Ｎ－ビニルホルムアミド、Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド、Ｎ，Ｎ－ジエチルアクリルアミド、Ｎ－イソプロピルアクリルアミド、Ｎ－（２－ヒドロキシエチル）アクリルアミド、アクリロイルモルホリン、およびアクリルアミドを挙げることができる。これら中でも易滑性の点で好ましいのは、Ｎ－ビニルピロリドンおよびＮ，Ｎ－ジメチルアクリルアミドであり、Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミドが最も好ましい。
　水酸基に加えてアミド基を有する親水性ポリマーが共重合体である場合に、好ましい具体例は、（メタ）アクリル酸／Ｎ－ビニルピロリドン共重合体、（メタ）アクリル酸／Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド共重合体、２－アクリルアミド－２－メチルプロパンスルホン酸／Ｎ－ビニルピロリドン共重合体、および２－アクリルアミド－２－メチルプロパンスルホン酸／Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド共重合体である。最も好ましくは（メタ）アクリル酸／Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド共重合体である。
　水酸基を有するモノマーとアミド基を有するモノマーの共重合体を用いる場合、その共重合比率は、［水酸基を有するモノマーの質量］／［アミド基を有するモノマーの質量］が１／９９～９９／１のものが好ましい。水酸基を有するモノマーの共重合比率は、２質量％以上がより好ましく、５質量％以上がさらに好ましく、１０質量％以上がさらにより好ましい。また、水酸基を有するモノマーの共重合比率は、９０質量％以下がより好ましく、８０質量％以下がさらに好ましく、７０質量％以下がさらにより好ましい。アミド基を有するモノマーの共重合比率は、１０質量％以上がより好ましく、２０質量％以上がさらに好ましく、３０質量％以上がさらにより好ましい。また、アミド基を有するモノマーの共重合比率は、９８質量％以下がより好ましく、９５質量％以下がさらに好ましく、９０質量％以下がさらにより好ましい。水酸基を有するモノマーとアミド基を有するモノマーの共重合比率が上記の範囲であれば、易滑性や体液に対する防汚性などの機能を発現しやすくなる。
　また、上記水酸基を有するモノマーとアミド基を有するモノマーに、さらに水酸基やアミド基を有する異なるモノマーや、水酸基やアミド基を有しないモノマーを１種類以上共重合させることも可能である。
　上記以外のモノマーの好適な例としては、ヒドロキシエチル（メタ）アクリレート、ヒドロキシプロピル（メタ）アクリレート、ヒドロキシブチル（メタ）アクリレート、ヒドロキシエチル（メタ）アクリルアミド、グリセロール（メタ）アクリレート、カプロラクトン変性２－ヒドロキシエチル（メタ）アクリレート、Ｎ－（４－ヒドロキシフェニル）マレイミド、ヒドロキシスチレン、ビニルアルコール（前駆体としてカルボン酸ビニルエステル）を挙げることができる。この内、重合の容易さの点で（メタ）アクリロイル基を有するモノマーが好ましく、（メタ）アクリル酸エステルモノマーがより好ましい。体液に対する防汚性を向上させる観点から、ヒドロキシエチル（メタ）アクリレート、ヒドロキシプロピル（メタ）アクリレート、およびグリセロール（メタ）アクリレートが好ましく、ヒドロキシエチル（メタ）アクリレートが特に好ましい。また、親水性、抗菌性、防汚性等といった機能を示すモノマーを使用することも可能である。
　さらに、親水性ポリマー層には、水酸基およびアミド基を有する親水性ポリマーに加え、他の親水性ポリマーが１種類もしくは複数含まれていてもよい。ただし、製造方法が複雑になる傾向があることから、親水性ポリマー層は、１種類の水酸基およびアミド基を有する親水性ポリマーのみからなることが好ましい。
　ここで、１種類のポリマーとは、１の合成反応により製造されたポリマーもしくはポリマー群（異性体、錯体等を含む）を意味する。複数のモノマーを用いて共重合ポリマーとする場合であって、配合比を変えて合成したポリマーは、構成するモノマー種が同一種類であっても、１種類とは言わない。
　また、親水性ポリマー層が１種類の水酸基およびアミド基を有する親水性ポリマーのみからなるとは、親水性ポリマー層が、該水酸基およびアミド基を有する親水性ポリマー以外のポリマーを全く含まないか、もしくは、仮にそれ以外のポリマーを含んだとしても、該水酸基およびアミド基を有する親水性ポリマー１００質量部に対し、それ以外のポリマーの含有量が３質量部以下であることを意味する。それ以外のポリマーの含有量は、０．１質量部以下がより好ましく、０．０００１質量部以下がさらに好ましい。親水性ポリマー層が、水酸基およびアミド基を有する親水性ポリマーとして、塩基性ポリマーを含む場合であっても、含有量が上記の範囲内であれば、透明性に問題が生じることを抑制できる。従来技術においては、静電吸着作用を利用して基材の表面に親水性ポリマーを積層するため、酸性ポリマーと塩基性ポリマーを併用していたが、本発明によれば、１種類のポリマーのみからなる親水性ポリマー層を基材表面上に形成することができる。
　本発明の医療デバイスの製造方法において、水酸基およびアミド基を有する親水性ポリマーを含む溶液と基材とを支持体上または支持体内に配置し、前記溶液と前記基材とを前記支持体を介して加熱する工程によって、前記親水性ポリマーを、前記基材の表面の少なくとも一部に固定する。ここで、固定するとは、親水性ポリマーが、基材の表面に、しっかりと固着していることを言う。親水性ポリマーは、基材との間に共有結合により結合されていてもよいが、簡便な工程での製造が可能となることから、むしろ、親水性ポリマーと基材との間に共有結合を有していないことが好ましい。ここで、共有結合を有さずに固定されているとは、水素結合、イオン結合、ファンデルワールス結合、疎水結合、錯形成などによって固定されていることを意味する。前記親水性ポリマーが化学反応性基を含むと、共有結合を形成しやすいので、親水性ポリマーが化学反応性基を有さないことが好ましい。化学反応性基の具体例としては、アゼチジニウム基、エポキシ基、イソシアネート基、アジリジン基、アズラクトン基およびそれらの組合せなどが挙げられる。
　本発明の製造方法により得られた医療デバイスは、用途にもよるが、基材表面における一つの面の全面に親水性ポリマー層が存在することが好ましい。基材が厚みを有しない、または、厚みがあっても無視できる程度の２次元形状の場合は、基材表面の片面全面の上に親水性ポリマー層が存在することが好ましい。また、基材の全表面の上に親水性ポリマー層が存在することが好ましい。
　親水性ポリマー層の厚みは、含水状態で凍結させた状態（以下、凍結状態）のデバイス断面を走査透過型電子顕微鏡を用いて観察したときに、１ｎｍ以上１００ｎｍ未満であることが、水濡れ性や易滑性などの機能を発現しやすくなることから好ましい。厚みは、５ｎｍ以上がより好ましく、１０ｎｍ以上がさらに好ましく、１５ｎｍ以上が最も好ましい。また、厚みは、９０ｎｍ以下がより好ましく、８０ｎｍ以下がさらに好ましく７０ｎｍ以下が最も好ましい。凍結状態の親水性ポリマー層の厚み測定は、クライオトランスファーホルダーを用いた走査透過型電子顕微鏡観察によって行うことができる。凍結状態のポリマー層の厚みが１００ｎｍ以上の場合、例えば、眼用レンズといった医療デバイスに用いる場合に、網膜に焦点をあわせるための光の屈折が乱れて視界不良が起こりやすくなることから好ましくない。
　乾燥状態の親水性ポリマー層の厚みは、水濡れ性や易滑性などの機能を発現しやすくなることから１～１００ｎｍが好ましい。厚みは、１０ｎｍ以上がより好ましく、２０ｎｍ以上がさらに好ましい。また、厚みは、９０ｎｍ以下がより好ましく、８０ｎｍ以下がさらに好ましく、最も好ましくは、７０ｎｍ以下である。親水性ポリマー層の厚みが１００ｎｍ以下であれば、水濡れ性や易滑性に優れ、例えば、眼用レンズといった医療デバイスに用いる場合、網膜に焦点をあわせるための光の屈折が乱れず視界不良が起こりにくくなる。
　また、上記親水性ポリマー層は、好ましくは２層以上または２相以上に分離した状態であることが好ましい。
　ここで、親水性ポリマー層が２層以上に分離した状態とは、医療デバイスの断面を透過型電子顕微鏡を用いて観察したときに、親水性ポリマー層に２層以上の多層構造が観察される状態を示す。透過型電子顕微鏡による観察だけでは、層の分離の判定が困難な場合は、医療デバイスの断面を走査透過電子顕微鏡法および電子エネルギー損失分光法、エネルギー分散型Ｘ線分光法、飛行時間型２次イオン質量分析法等の元素分析や組成分析ができる手段を用いて、断面の元素や組成を解析することにより判定する。また、親水性ポリマー層が２相以上に相分離した状態とは、医療デバイスの断面を透過型電子顕微鏡を用いて観察したときに、親水性ポリマー層中で２相以上に相分離した状態が観察される状態を示す。透過型電子顕微鏡による観察だけでは、相の分離の判定が困難な場合については、上記と同様である。
　従来、基材表面上に２層以上または２相以上のポリマー層を形成させるためには、２種類以上のポリマーが必要であったが、本発明においては、ポリマーが１種類しか存在しない場合でも、基材表面上に、２層以上または２相以上に分離した親水性ポリマー層を形成し得ることが見出された。
　親水性ポリマー層が２層以上の多層構造を有する場合、親水性ポリマー層が十分厚くなり、水濡れ性や易滑性がより良好となる。また、親水性ポリマー層が２相以上に相分離した状態を有する場合、医療デバイスの断面を透過型電子顕微鏡を用いて観察したときにゴミやほこりといった異物と区別することが容易となるため、基材表面におけるポリマー層形成を確認しやすく、品質検査の上で効率的である。
　また、親水性ポリマー層において、親水性ポリマー層の少なくとも一部が基材と混和した状態で存在することが好ましい。親水性ポリマー層が基材と混和した状態は、医療デバイスの断面を走査透過電子顕微鏡法、電子エネルギー損失分光法、エネルギー分散型Ｘ線分光法、飛行時間型２次イオン質量分析法等の元素分析または組成分析を行える観察手段で観察したときに、親水性ポリマー層の少なくとも一部に基材由来の元素が検出されることで確認できる。親水性ポリマー層が基材と混和することにより、親水性ポリマーが基材により強固に固定されうる。
　親水性ポリマー層の少なくとも一部が基材と混和した状態で存在する場合、「親水性ポリマー層の少なくとも一部が基材と混和した層」（以下混和層）と「親水性ポリマーからなる層」（以下単独層）からなる二層構造が観察されることが好ましい。混和層の厚みは、混和層と単独層の合計厚みに対して、３％以上が好ましく、５％以上がより好ましく、１０％以上がさらに好ましい。混和層の厚みは、混和層と単独層の合計厚みに対して、９８％以下が好ましく、９５％以下がより好ましく、９０％以下がさらに好ましく、８０％以下が最も好ましい。混和層の厚み割合が小さすぎると、親水性ポリマーと基材の混和が十分ではなく好ましくない。混和層の厚み割合が大きすぎると、親水性ポリマーの性質が十分に発現しない可能性があり好ましくない。
　層数または相数は、医療デバイスの透明性に優れる点から２～３層または相が好ましく、２層または相がより好ましい。医療デバイスの透明性が高ければ、例えば皮膚用材料として使用した際、皮膚の状態を医療デバイスを皮膚から剥がすことなしに容易に目視観察できる。また、医療デバイスの透明性が高ければ、眼用レンズ等としての利用が可能となる。
　本発明の好ましい態様において、本発明の医療デバイスは、チューブ状をなしても良い。チューブ状デバイスの例として、輸液用チューブ、気体輸送用チューブ、排液用チューブ、血液回路、被覆用チューブ、カテーテル、ステント、シース、チューブコネクター、アクセスポートなどが挙げられる。
　また、本発明の医療デバイスは、シート状またはフィルム状をなしても良い。そのような態様の例として、具体的には、皮膚用被覆材、創傷被覆材、皮膚用保護材、皮膚用薬剤担体、バイオセンサーチップ、内視鏡用被覆材などが挙げられる。
　本発明の医療デバイスは、収納容器形状を有しても良い。そのような態様の例として、具体的には、薬剤担体、カフ、排液バッグなどが挙げられる。
　本発明の医療デバイスは、レンズ形状を有しても良い。そのような態様の例として、具体的には、コンタクトレンズ、眼内レンズ、人工角膜、角膜インレイ、角膜オンレイ、メガネレンズなどの眼用レンズが挙げられる。眼用レンズ、中でもコンタクトレンズは本発明の最も好ましい態様の一つである。
　中でも、本発明の医療デバイスとしては、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、または内視鏡用被覆材が好ましい。
　本発明の医療デバイスが、例えば生体表面に貼付して用いられる医療デバイスや眼用レンズといった眼用デバイスである場合、使用者の皮膚等への貼り付きを防止する観点および装用者の角膜への貼り付きを防止する観点から、医療デバイスの表面の液膜保持時間が長いことが好ましい。ここで、液膜保持時間とは、リン酸緩衝液に浸漬した医療デバイスを液から引き上げ、空中に表面が垂直になるように保持した際に、デバイス表面の液膜が切れずに保持される時間である。液膜保持時間は１５秒以上が好ましく、２０秒以上がより好ましく、３０秒以上が最も好ましい。
　本発明の医療デバイスが、例えば眼用レンズといった眼用デバイスである場合、装用者の角膜への貼り付きを防止する観点から、医療デバイス表面の動的接触角が低いことが好ましい。動的接触角は、６０°以下が好ましく、５５°以下がより好ましく、５０°以下が最も好ましい。動的接触角（前進時、浸漬速度：０．１ｍｍ／ｓｅｃ）は、リン酸緩衝液による湿潤状態の試料にて測定される。測定方法の詳細は後述する。
　また、本発明の医療デバイスが例えば生体内に挿入して用いられる医療デバイスである場合、あるいは粘膜に接触して使用されるデバイスである場合、医療デバイスの表面が優れた易滑性を有することが好ましい。易滑性を表す指標としては、本明細書の実施例に示した方法で測定される摩擦係数が小さい方が好ましい。摩擦係数は、０．７以下が好ましく、０．６以下がより好ましく、０．５以下が最も好ましい。また、摩擦が極端に小さいと脱着時の取扱が難しくなる傾向があるので、摩擦係数は０．００１以上が好ましく、０．００２以上がより好ましい。
　なお、医療デバイスを、例えば眼用レンズといった眼用デバイスに用いる場合、製造工程において、含水率が過度に変化すると、含水率の変化による屈折率の歪みから引き起こされる視界不良や医療デバイスの変形が発生するおそれがある。このような問題を防止する観点から、基材と得られる医療デバイスの含水率の変化量は１０パーセンテージポイント以下が好ましく、８パーセンテージポイント以下がより好ましく、６パーセンテージポイント以下が最も好ましい。ここで、含水率の変化量（パーセンテージポイント）とは、得られた医療デバイスの含水率（質量％）と、その原料となる基材の含水率（質量％）との差のことである。測定方法の詳細は後述する。
　また、本発明の医療デバイスの親水性ポリマー層形成前後のサイズ変化率は、例えば眼用レンズといった眼用デバイスに用いる場合、変形に伴う角膜損傷を防止する観点から、５％以下が好ましく、４％以下がより好ましく、３％以下が最も好ましい。ここで、親水性ポリマー層形成前後のサイズ変化率とは、親水性ポリマー層形成前の基材のサイズに対する、得られた医療デバイスのサイズの変化を比率で表した値のことである。測定方法の詳細は後述する。
　本発明の医療デバイスの引張弾性率は、医療デバイスの種類に応じて適宜選択されるべきものであるが、眼用レンズなどの軟質医療デバイスの場合は、引張弾性率は１０ＭＰａ以下が好ましく、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が最も好ましい。また、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、０．２ＭＰａ以上がさらに好ましく、０．２５ＭＰａ以上が最も好ましい。眼用レンズなどの軟質医療デバイスの場合は、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、硬すぎて装用感および装着感が悪くなる傾向がある。
　本発明の医療デバイスの親水性ポリマー層形成前後の引張弾性率変化率は、１５％以下が好ましく、１４％以下がより好ましく、１３％以下が最も好ましい。引張弾性率変化率が大きすぎると、変形や使用感不良を引き起こす恐れがあり好ましくない。ここで、親水性ポリマー層形成前後の引張弾性率変化率とは、親水性ポリマー層形成前の基材の引張弾性率に対する、得られた医療デバイスの引張弾性率の変化を比率で表した値のことである。測定方法の詳細は後述する。
　本発明の医療デバイスの防汚性は、ムチン付着、脂質（パルミチン酸メチル）付着により、評価することができる。これらの評価による付着量が少ないものほど、使用感に優れるとともに、細菌繁殖リスクが低減されるために好ましい。ムチン付着量は１０μｇ／ｃｍ２以下が好ましく、５μｇ／ｃｍ２以下がより好ましく、３μｇ／ｃｍ２以下が最も好ましい。測定方法の詳細は後述する。
　次に、本発明の医療デバイスの製造方法について説明する。本発明の医療デバイスは、基材を水酸基およびアミド基を有する親水性ポリマーを含有する溶液中に配置した状態で加熱する方法により得ることができる。
　ここで、本発明の発明者らは、上記水酸基およびアミド基を有する親水性ポリマーを含む溶液と基材とを、支持体上または支持体内に配置し、前記溶液と前記基材とを前記支持体を介して加熱する工程であって、加熱する工程の開始前の前記溶液のｐＨが２．０以上６．０以下の範囲内であり、かつ、前記加熱する工程の終了後の前記溶液のｐＨが２．０以上６．０以下の範囲内である工程、という極めて簡便な方法によって、水酸基およびアミド基を有する親水性ポリマーを基材の表面に固着でき、医療デバイスに優れた水濡れ性や易滑性等を付与しうることを見出した。これによって、従来知られている特別な方法、たとえば酸性ポリマーと塩基性ポリマーを併用した静電吸着作用を利用した方法などによらずとも、医療デバイスに優れた水濡れ性や易滑性等を付与しうる。これは、製造工程の短縮化という観点から、工業的に非常に重要な意味を持つ。
　前記支持体は、前記基材の成形に使用される成形型であることが好ましい。支持体として、基材の成形に使用される成形型を用いることにより、基材を支持体内に安定よく配置することができる。それにより、水酸基およびアミド基を有する親水性ポリマーを含む溶液と基材を均一に接触させることが可能となる。
　前記支持体としては、医療デバイスの基材の成形に使用される成形型、医療デバイスの基材の成形以外の製造工程に使用される装置、医療デバイスの包装に使用される容器などが挙げられる。
　前記成形型は、基材の成形に使用される前の成形型を用いてもかまわないが、基材の成形に使用された後の成形型を用いることが好ましい。成形に使用された後の成形型を再度利用することにより、製造コストの削減や廃棄物の減量が可能となる。
　本発明において、支持体は使い捨てにしてもよい。本発明において使い捨てとは１回の使用から５回以内の使用の後に廃棄することを意味する。１回の使用の後に廃棄する場合においては、支持体の使用の後に使用前の状態に戻すための作業と設備を簡略化または省略化できる利便性を有する。２回以上５回以内の使用の後に廃棄する場合においては、支持体に使用される資源を減らせる他、廃棄される支持体の分量を減らせる等資源の浪費や環境への負荷低減といった利点を有する。
　医療デバイスがコンタクトレンズである場合には、前記基材の成形に使用される成形型が、コンタクトレンズの基材の成形に使用される成形型であることが好ましい。また、医療デバイスの包装に使用される容器としては、コンタクトレンズ販売用容器であることも好ましい。また、保存用に広く使用されているコンタクトレンズのケア用品付属のレンズケースも含まれる。
　本発明の医療デバイスが、例えば眼用レンズといった眼用デバイスである場合の本発明の具体的な形態について、下記に示す。
　医療デバイスの基材の成形に使用される成形型としては、眼用レンズの一般的な成形方法である特開２０１１－７０２０７に開示されているようなスピンキャスト法および特開２０１３－２２２１４１に開示されているようなキャストモールド法といった方法に使用される成形型が挙げられる。
　一般的にモールドといわれる眼用レンズの成形に使用される上記基材の成形型の材質としては、任意適当な熱可塑性ポリオレフィン樹脂またはかかる樹脂の混合物を用いることができる。
　熱可塑性ポリオレフィン樹脂の例としては、熱可塑性ポリエチレン樹脂、熱可塑性ポリプロピレン樹脂、熱可塑性ポリスチレン樹脂等およびこれらの混合物が挙げられるが、これらに限定されない。
　医療デバイスの基材の成形以外の製造工程に使用される装置としては、眼用レンズを運搬するための装置、眼用レンズの基材の成形型からの剥離に使用される装置、および眼用レンズ中の不要な残存物質除去のための抽出工程に使用される装置、さらに本発明の親水化方法以外の公知の表面処理に使用される装置など医療デバイスの基材の成形以外の製造工程に使用される装置全てを含む。
　医療デバイスの包装に使用される容器とは、例えば、バイアル、ブリスター容器またはこれらの同等物を含む様々な容器が挙げられる。特に、いわゆるブリスター容器は、特表２０１０－５０８５６３に開示されているようにコンタクトレンズといった眼用レンズの保存および小分け用に広く使用されている。通常、コンタクトレンズの保存および小分け用ブリスター容器は、キャビティおよびそのキャビティの縁の周囲にそり立つ平面フランジを有するベース部を含む。ベース部は、プラスチック物質からなる。軟質のカバーシートがフランジ表面に接着され、通常液密状態にキャビティを密閉または密封する。ベース部のキャビティ内に、コンタクトレンズが、各種緩衝液のようなレンズ保存液中に浸漬されて、収容される。
　ベース部は、様々なプラスチック物質から形成されてよいが、好ましくは透明である。プラスチック物質は、寸法安定性、反り、および縮みといったその物性に実質的な損失なく、１２１℃で殺菌可能なものが好ましく用いられる。プラスチック物質は、レンズ保存液の蒸発および損失を防ぐため、水および蒸気の透過性が低いものが好ましく用いられる。プラスチック物質は、汚染を防止し、溶液の効果を保持するために、細菌および酸素を透過しないものが好ましく用いられる。
　プラスチック物質の例は、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、ウレタン類などを含むがこれに限定されない。これらの物質は、単独でまたあるいは複合体または積層構造として使用される。ベース部を構成するプラスチック物質は、好ましくはポリプロピレンである。
　ベース部のキャビティは、コンタクトレンズと完全にコンタクトレンズを浸すことができる十分な量のレンズ保存液とを収容するために、適切に設計される。キャビティは、平面図において、円形、多角形、楕円形、ハート型などを含む様々な形状を有してよい。キャビティの表面は、望ましくはそこに収容する眼用レンズの個別の形状、寸法等によって決定される。例えば、キャビティの表面は、半球（凹形）形を有してよい。
　カバーシートは、単一のフィルムか、あるいは多層フィルムであってよい。ベース部に、接着、溶接または他の方法により固着されることができる限りにおいて、任意のフィルムをカバーシートとして採用してよい。カバーシートは、水を透過しない様々な物質で形成してよく、そして様々な厚さを有してよい。ユーザーが、ベース部からシートを容易に剥がすことができるように、シートは十分に軟質であることが好ましい。カバーシートの好ましい例は、金属箔の層および例えば、ポリプロピレンのような、金属箔をコーティングした少なくとも１層、好ましくは２層のポリマー層を含むラミネート材である。好ましい箔は、アルミニウムである。
　ベース部と、カバーシートは様々な方法で固着してよい。例えば、カバーシートは、ベースまたはそのフランジに、温度処理または超音波処理あるいは他の適切な接着方法により固着されることができる。
　また、本発明において、水酸基を有する親水性ポリマーを含む溶液と基材とを支持体を介して加熱するとは、前記溶液と基材とを支持体上または支持体内に配置して、支持体ごと加熱することを意味する。
　次に、親水性ポリマーの分子量および濃度について記す。従来技術では、層の厚みが十分でないため、１種類の水酸基を有する親水性ポリマーのみを用いて基材表面にポリマー層を形成させる場合、十分な水濡れ性、易滑性をデバイスに付与することが難しい問題があった。しかしながら、本発明においては、水酸基を有する親水性ポリマーが１種類のみであるにも関わらず、層の厚みを増大させることが可能となり、水濡れ性や易滑性を十分なものとすることが容易となる。
　なお、本発明で使用される水酸基を有する親水性ポリマーは、２０００～１５０００００の分子量を有することが好ましい。分子量は、より好ましくは、５０００以上であり、さらに好ましくは、１００００以上である。また、分子量は、１２０００００以下がより好ましく、１００００００以下がさらに好ましい。ここで、上記分子量としては、ゲル浸透クロマトグラフィー法（水系溶媒）で測定されるポリエチレングリコール換算の質量平均分子量を用いる。
　また、製造時の親水性ポリマーの溶液中の濃度については、これを高くすると、一般に得られる親水性ポリマー層の厚さは増す。しかし、親水性ポリマーの濃度が高すぎる場合、粘度増大により製造時の取り扱い難さが増す可能性があるため、水酸基を有する親水性ポリマーの溶液中の濃度については、０．０００１～３０質量％が好ましい。親水性ポリマーの濃度は、より好ましくは、０．００１質量％以上であり、さらに好ましくは、０．００５質量％以上である。また、親水性ポリマーの濃度は、より好ましくは、２０質量％以下であり、さらに好ましくは、１５質量％以下である。
　上記加熱する工程において、加熱開始前の親水性ポリマーを含有する溶液のｐＨ（以下、初期ｐＨ）の範囲としては、溶液に濁りが生じず、透明性が良好な医療デバイスが得られることから、２．０～６．０が好ましい。初期ｐＨは、２．２以上がより好ましく、２．４以上がより好ましく、２．５以上がさらに好ましく、２．６以上がさらにより好ましい。また、初期ｐＨは、５．０以下が好ましく、４．５以下がより好ましく、４．０以下がさらにより好ましい。初期ｐＨが２．０以上であると、溶液の濁りが生じる場合がより少なくなる。溶液に濁りが生じないと、医療デバイスの表面の水濡れ性および易滑性が高い傾向があるため好ましい。初期ｐＨが６．０を超える場合、得られる親水性ポリマー層は２層以上または２相以上に分離して存在しない傾向があり、医療デバイスの表面の水濡れ性および易滑性が低下し、好ましくない。
　上記溶液のｐＨは、ｐＨメーター（例えばｐＨメーター　Ｅｕｔｅｃｈ　ｐＨ２７００（Ｅｕｔｅｃｈ　Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ））を用いて測定することができる。ここで、水酸基を有する親水性ポリマーを含有する溶液の初期ｐＨとは、溶液に親水性ポリマーを全て添加した後、室温（２３～２５℃）にて２時間回転子を用い撹拌し、溶液を均一とした後であって、基材を配置して加熱する前に測定したｐＨの値を指す。なお、本発明において、ｐＨの値の小数点以下第２位は四捨五入する。
　なお、溶液のｐＨは、加熱操作を行った際に変化し得る。加熱操作を行った後の溶液のｐＨは、２．０～６．０が好ましい。加熱後のｐＨは、２．１以上がより好ましく、２．２以上がより好ましく、２．３以上が最も好ましい。また加熱後のｐＨは、５．９以下がより好ましく、５．５以下がより好ましく、５．０以下がさらに好ましく、４．５以下が最も好ましい。加熱操作を行った後の溶液のｐＨが、上記範囲であることで、加熱操作を行っている間、適切なｐＨ条件とすることができ、得られる医療デバイスの物性が好適なものとなる。なお、加熱操作を行って医療デバイスに用いられる基材の表面を改質した後で、中和処理を行ったり、水を加えたりしてｐＨを調整することもできるが、ここでいう加熱操作を行った後の溶液のｐＨとは、かかるｐＨ調整処理を行う前のｐＨである。
　上記水酸基を有する親水性ポリマーを含んだ溶液の溶媒としては、水が好ましく挙げられる。溶液のｐＨは、例えば酢酸、クエン酸、ギ酸、アスコルビン酸、トリフルオロメタンスルホン酸、メタンスルホン酸、硝酸、硫酸、リン酸、塩酸などの酸性物質を親水性ポリマーを含んだ溶液に添加することによって調整することができる。これらの中で、揮発性が少ないこと、生体に対する安全性が高いことなどの観点では、クエン酸、アスコルビン酸、および硫酸から選ばれた酸性物質が好ましい。また、ｐＨの微調整を容易にするために、溶液に緩衝剤を添加することも好ましい。
　緩衝剤としては、任意の生理学的に適合性のある公知の緩衝剤を使用することができる。緩衝剤は当業者に公知であり、例としては以下のとおりである。ホウ酸、ホウ酸塩類（例：ホウ酸ナトリウム）、クエン酸、クエン酸塩類（例：クエン酸カリウム）、重炭酸塩（例：重炭酸ナトリウム）、リン酸緩衝液（例：Ｎａ２ＨＰＯ４、ＮａＨ２ＰＯ４、および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）、ＴＥＳ（Ｎ－［トリス（ヒドロキシメチル）メチル］－２－アミノエタンスルホン酸）、およびそれらの塩。各緩衝剤の量としては、所望のｐＨを達成する上で有効であるために必要な分が用いられる。通常は、上記溶液中において０．００１質量％～２質量％が好ましい。緩衝剤の量は、より好ましくは、０．０１質量％以上、さらに好ましくは、０．０５質量％以上である。緩衝剤の量は、より好ましくは、１質量％以下、さらに好ましくは、０．３０質量％以下である。
　上記加熱の方法としては、高圧蒸気滅菌法、電磁波（γ線、マイクロ波など）照射、乾熱法、火炎法などが挙げられる。水濡れ性、易滑性、および製造工程短縮の観点から、高圧蒸気滅菌法が最も好ましい。装置としては、オートクレーブを用いることが好ましい。
　加熱温度は、良好な水濡れ性および易滑性を示す医療デバイス表面が得られ、かつ、医療デバイス自体の強度に影響が少ない観点から、６０℃～２００℃が好ましい。加熱温度は、８０℃以上がより好ましく、１００℃以上がさらに好ましく、１０１℃以上がさらに好ましく、１１０℃以上が最も好ましい。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℃以下が最も好ましい。
　加熱時間は、短すぎると良好な水濡れ性および易滑性を示す医療デバイス表面が得られず、長過ぎると医療デバイス自体の強度に影響を及ぼすことから５分～６００分が好ましい。加熱時間は、１０分以上がより好ましく、１５分以上がより好ましい。また、加熱時間は、４００分以下がより好ましく、３００分以下がより好ましい。
　上記の加熱処理後、得られた医療デバイスにさらに他の処理を行ってもよい。他の処理としては、水酸基を有する親水性ポリマーを含んだ溶液中において再び同様の加熱処理を行う方法、溶液を親水性ポリマーを含まない溶液に入れ替えて同様の加熱処理を行う方法、放射線照射を行う方法、反対の荷電を有するポリマー材料を１層ずつ交互にコーティングするＬｂＬ処理（Ｌａｙｅｒ　ｂｙ　Ｌａｙｅｒ処理）を行う方法、金属イオンによる架橋処理を行う方法、化学架橋処理を行う方法など処理が挙げられる。ただし、簡便な方法により基材表面の親水化が可能とする本発明の思想に照らし、製造工程が複雑になり過ぎることのない範囲での処理の実施が好ましい。
　上記の放射線照射に用いる放射線としては、各種のイオン線、電子線、陽電子線、エックス線、γ線、中性子線が好ましく、より好ましくは電子線およびγ線であり、最も好ましくはγ線である。
　上記のＬｂＬ処理としては、例えば国際公開第２０１３／０２４８００号公報に記載されているような酸性ポリマーと塩基性ポリマーを使用した処理を用いると良い。
　上記の金属イオンによる架橋処理に用いる金属イオンとしては、各種の金属イオンが好ましく、より好ましくは１価および２価の金属イオンであり、最も好ましくは２価の金属イオンである。また、キレート錯体を用いても良い。
　上記の化学架橋処理としては、例えば特表２０１４－５３３３８１号公報に記載されているようなエポキシド基とカルボキシル基との間の反応や公知の意の適切な水酸基を有する酸性の親水性ポリマーとの間で形成される架橋処理を用いると良い。
　上記の溶液を親水性ポリマーを含まない溶液に入れ替えて、同様の加熱処理を行う方法において、親水性ポリマーを含まない溶液としては、特に限定されないが、緩衝剤溶液が好ましい。緩衝剤としては、前記のものを用いることができる。
　ここで、緩衝剤溶液のｐＨは、生理学的に許容できる範囲である６．３～７．８が好ましい。緩衝剤溶液のｐＨは、好ましくは６．５以上、さらに好ましくは６．８以上である。また、緩衝剤溶液のｐＨは、７．６以下が好ましく、さらに好ましくは７．４以下である。
　以下、実施例により本発明を具体的に説明するが、本発明はこれによって限定されるものではない。まず、分析方法および評価方法を示す。
　＜水濡れ性（液膜保持時間）＞
　保存容器中の医療デバイスをそのまま室温で２４時間以上静置した。比較例記載の市販コンタクトレンズのみの評価については、室温でビーカー中のリン酸緩衝液５０ｍＬ中で軽く洗浄後、新たなリン酸緩衝液５０ｍＬ中に２４時間以上静置した。
　医療デバイスを静置浸漬させていたリン酸緩衝液からそのまま引き上げ、空中に保持した際の表面の液膜が保持される時間を目視観察し、Ｎ＝３の平均値を下記基準で判定した。
Ａ：表面の液膜が２０秒以上保持される。
Ｂ：表面の液膜が１５秒以上２０秒未満で切れる。
Ｃ：表面の液膜が５秒以上１５秒未満で切れる。
Ｄ：表面の液膜が１秒以上５秒未満で切れる。
Ｅ：表面の液膜が瞬時に切れる（１秒未満）。
　＜易滑性＞
　保存容器中の医療デバイスをそのまま室温で２４時間以上静置した。比較例記載の市販コンタクトレンズのみの評価については、室温でビーカー中のリン酸緩衝液５０ｍＬ中で軽く洗浄後、新たなリン酸緩衝液５０ｍＬ中に２４時間以上静置した。
　医療デバイスを静置浸漬させていたリン酸緩衝液からそのまま引き上げ、人指で５回擦った時の感応評価を行い、下記基準で判定した（Ｎ＝１）。
Ａ：非常に優れた易滑性がある（医療デバイス表面を流れるように指が滑り、抵抗を全く感じない）。
Ｂ：ＡとＣの中間程度の易滑性がある。
Ｃ：中程度の易滑性がある（医療デバイス表面を指が滑り、抵抗をほとんど感じない）。
Ｄ：易滑性がほとんど無い（ＣとＥの中間程度）。
Ｅ：易滑性が無い（医療デバイス表面を指が容易に滑らず、大きな抵抗を感じる）。
　＜基材および医療デバイスの含水率＞
　基材をリン酸緩衝液に浸漬して室温で２４時間以上おいた。基材をリン酸緩衝液から引き上げ、表面水分をワイピングクロス（日本製紙クレシア製“キムワイプ”（登録商標））で拭き取った後、基材の質量（Ｗｗ）を測定した。その後、真空乾燥器で基材を４０℃、２時間乾燥した後、質量（Ｗｄ）を測定した。これらの質量から、下式（１）により基材の含水率を算出した。得られた値が１％未満の場合は測定限界以下と判断し、「１％未満」と表記した。Ｎ＝３の平均値を含水率とした。親水性ポリマー層の形成後の基材、すなわち医療デバイスについても同様に含水率を算出した。
基材の含水率（質量％）＝１００×（Ｗｗ－Ｗｄ）／Ｗｗ　　　式（１）。
　＜基材の含水率と医療デバイスの含水率の変化量＞
　上記基材および医療デバイスの含水率の測定結果から、下式（２）により、含水率の変化量を算出した。
基材の含水率と医療デバイスの含水率の変化量（パーセンテージポイント）＝医療デバイスの含水率（質量％）－基材の含水率（質量％）　　　式（２）
　＜接触角＞
　サンプルとして、コンタクトレンズ形状のサンプルから切り出した５ｍｍ×１０ｍｍ×０．１ｍｍ程度のサイズの短冊状試験片を使用し、リン酸緩衝液に対する前進時の動的接触角を濡れ性試験機ＷＥＴ－６２００（株式会社レスカ製）によって測定した。浸漬速度は０．１ｍｍ／ｓｅｃ、浸漬深さは７ｍｍとした。
　＜摩擦係数＞
　以下の条件でリン酸緩衝液（市販コンタクトレンズのみの測定の場合はパッケージ中の保存液）で濡れた状態の医療デバイス表面の摩擦係数をＮ＝５で測定し、平均値を摩擦係数とした。
装置：摩擦感テスターＫＥＳ－ＳＥ（カトーテック株式会社製）
摩擦ＳＥＮＳ：Ｈ
測定ＳＰＥＥＤ：２×１ｍｍ／ｓｅｃ
摩擦荷重：４４ｇ。
　＜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、コンタクトレンズ形状のサンプル１枚を入れた。３７℃、１６５ｒｐｍの条件下３時間スクリュー管を振とうさせた。振とう後、スクリュー管内のサンプルを４０℃の水道水と家庭用液体洗剤（ライオン製“ママレモン（登録商標）”）を用いて擦り洗いした。洗浄後のサンプルをリン酸緩衝液の入ったスクリュー管内に入れ、４℃の冷蔵庫内で１時間保管した。その後、サンプルを目視観察し、白濁した部分があればパルミチン酸メチルが付着していると判定して、サンプルの表面全体に対するパルミチン酸メチルが付着した部分の面積を観察した。
　＜ムチン付着量＞
　コンタクトレンズ形状のサンプルから、打抜型を用いて幅（最小部分）５ｍｍ、長さ１４ｍｍの試験片を切り出した。ムチンとしてＣＡＬＢＩＯＣＨＥＭ社の　Ｍｕｃｉｎ，　Ｂｏｖｉｎｅ　Ｓｕｂｍａｘｉｌｌａｒｙ　Ｇｌａｎｄ（カタログ番号４９９６４３）を使用した。該試験片を０．１％濃度のムチン水溶液に２０時間３７℃の条件で浸漬させた後、ＢＣＡ（ビシンコニン酸）プロテインアッセイ法によってサンプルに付着したムチンの量を定量した。Ｎ＝３の平均値をムチン付着量とした。
　＜引張弾性率＞
　コンタクトレンズ形状のサンプルから、打抜型を用いて幅（最小部分）５ｍｍ、長さ１４ｍｍの試験片を切り出した。該試験片を用い、株式会社エー・アンド・デイ社製のテンシロンＲＴＧ－１２１０型を用いて引張試験を実施した。引張速度は１００ｍｍ／分で、グリップ間の距離（初期）は５ｍｍであった。原料となる基材と得られた医療デバイスの両方について測定を行った。Ｎ＝８で測定を行い、最大値と最小値を除いたＮ＝６の平均値を引張弾性率とした。
　＜親水性ポリマー層形成前後の引張弾性率変化率＞
　上記引張弾性率の測定結果から、下式（３）により算出した。Ｎ＝６の平均値を親水性ポリマー層形成前後の引張弾性率変化率とした。
親水性ポリマー層形成前後の引張弾性率変化率（％）＝（医療デバイスの引張弾性率－基材の引張弾性率）／基材の引張弾性率×１００　　　式（３）。
　＜サイズ＞
　コンタクトレンズ形状のサンプルについて、直径を測定し、Ｎ＝３の平均値をサイズとした。原料となる基材と得られた医療デバイスの両方について測定を行った。
　＜親水性ポリマー層形成前後のサイズ変化率＞
　上記サイズの測定結果から、下式（４）により算出した。Ｎ＝３の平均値を親水性ポリマー層形成前後のサイズ変化率とした。
親水性ポリマー層形成前後のサイズ変化率（％）＝（医療デバイスのサイズ－基材のサイズ）／基材のサイズ×１００　　　式（４）。
　＜分子量測定＞
　使用した親水性ポリマーの分子量は以下に示す条件で測定した。
ＧＰＣ測定条件は次のとおりである。
装置：島津製作所製　Ｐｒｏｍｉｎｅｎｃｅ　ＧＰＣシステム
ポンプ：ＬＣ－２０ＡＤ
オートサンプラ：ＳＩＬ－２０ＡＨＴ
カラムオーブン：ＣＴＯ－２０Ａ
検出器：ＲＩＤ－１０Ａ
カラム：東ソー社製ＧＭＰＷＸＬ（内径７．８ｍｍ×３０ｃｍ、粒子径１３μｍ）
溶媒：水／メタノール＝１／１（０．１Ｎ硝酸リチウム添加）
流速：０．５ｍＬ／分
測定時間：３０分
サンプル濃度：０．１～０．３質量％
注入量：１００μＬ
標準サンプル：Ａｇｉｌｅｎｔ社製ポリエチレンオキシド標準サンプル（０．１ｋＤ～１２５８ｋＤ）。
　＜ｐＨ測定法＞
　ｐＨメーターＥｕｔｅｃｈ　ｐＨ２７００（Ｅｕｔｅｃｈ　Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ社製）を用いて溶液のｐＨを測定した。表において、親水性ポリマーを含有する溶液の初期ｐＨは、各実施例等記載の溶液に親水性ポリマーを全て添加した後、室温（２３～２５℃）にて２時間回転子を用い撹拌し溶液を均一とした後に測定した。また、表において、「加熱処理後ｐＨ」は、加熱処理を１回行った後、溶液を室温（２３～２５℃）まで冷却した直後に測定したｐＨである。
　＜親水性ポリマー層の分離の判定＞
　親水性ポリマー層が２層以上に分離しているかどうかの判定は、透過型電子顕微鏡を用いて医療デバイスの断面を観察することで行った。
装置：　透過型電子顕微鏡
条件：　加速電圧　１００ｋＶ
観察倍率：　８，０００～１００，０００
試料調製：　ＲｕＯ４染色を用いた超薄切片法により試料調製を行った。基材とコート層の判別が困難な場合、ＯｓＯ４染色を加えても良い。本実施例では、基材がシリコーンハイドロゲル系またはシリコーン系の場合、ＲｕＯ４染色を行った。
超薄切片の作製には、ウルトラミクロトームを用いた。
　＜親水性ポリマー層の元素組成分析＞
　親水性ポリマー層の元素組成分析は、クライオトランスファーホルダーを用いて含水状態で凍結したデバイスの断面を走査透過型電子顕微鏡および電子エネルギー損失分光法にて分析することによって行った。
装置：　電界放出型電子顕微鏡
条件：　加速電圧：　２００ｋＶ
測定温度：　約－１００℃
電子エネルギー損失分光法：　ＧＡＴＡＮ　ＧＩＦ　Ｔｒｉｄｉｅｍ
画像取得：　Ｄｉｇｉｔａｌ　Ｍｉｃｒｏｇｒａｐｈ
試料調製：　ＲｕＯ４染色を用いた超薄切片法により試料調製を行った。基材とコート層の判別が困難な場合、ＯｓＯ４染色を加えても良い。本実施例では、基材がシリコーンハイドロゲル系またはシリコーン系の場合、ＲｕＯ４染色を行った。
超薄切片の作製には、ウルトラミクロトームを用いた。
　＜親水性ポリマー層の膜厚＞
　乾燥状態の親水性ポリマー層の膜厚は、乾燥状態の医療デバイスの断面を透過型電子顕微鏡を用いて観察することで行った。上記＜親水性ポリマー層の分離の判定＞に記載の条件にて測定した。４ヶ所場所を変えて、各視野につき、５ヶ所膜厚を測定し、計２０ヶ所の膜厚を測定した。測定された膜厚の最小値と最大値を記載した。
　凍結状態の親水性ポリマー層の膜厚は、クライオトランスファーホルダーを用いて含水状態で凍結した医療デバイスの断面を走査透過型電子顕微鏡を用いて観察することで行った。上記＜親水性ポリマー層の元素組成分析＞に記載の条件にて測定した。４ヶ所場所を変えて、各視野につき、５ヶ所膜厚を測定し、計２０ヶ所の膜厚を測定した。測定された膜厚の最小値と最大値を記載した。
　［参考例１］
　式（Ｍ１）で表される両末端にメタクリロイル基を有するポリジメチルシロキサン（ＦＭ７７２６、ＪＮＣ株式会社、Ｍｗ：３０，０００）２８質量部、式（Ｍ２）で表されるシリコーンモノマー（ＦＭ０７２１、ＪＮＣ株式会社、Ｍｗ：５,０００）７質量部、トリフルオロエチルアクリレート（ビスコート（登録商標）３Ｆ、大阪有機化学工業株式会社）５７．９質量部、２－エチルへキシルアクリレート（東京化成工業株式会社）７質量部およびジメチルアミノエチルアクリレート（株式会社興人）０．１質量部と、これらのモノマーの総質量に対し、光開始剤イルガキュア（登録商標）８１９（長瀬産業株式会社）５０００ｐｐｍ、紫外線吸収剤（ＲＵＶＡ－９３、大塚化学）５０００ｐｐｍ、着色剤（ＲＢ２４６、Ａｒｒａｎ　ｃｈｅｍｉｃａｌ）１００ｐｐｍ、および前記モノマーの総質量１００質量部に対して１０質量部のｔ－アミルアルコールを準備して、これら全てを混合し、撹拌した。撹拌された混合物をメンブレンフィルター（孔径：０．４５μｍ）でろ過して不溶分を除いてモノマー混合物を得た。
　透明樹脂（ベースカーブ側の材質：ポリプロピレン、フロントカーブ側の材質：ポリプロピレン）製のコンタクトレンズ用モールドに上記モノマー混合物を注入し、光照射（波長４０５ｎｍ（±５ｎｍ）、照度：０～０．７ｍＷ／ｃｍ２、３０分間）して重合した。
　重合後に、得られた成型体を、フロントカーブとベースカーブを離型したモールドごと、６０℃の１００質量％イソプロピルアルコール水溶液中に１．５時間浸漬して、モールドからコンタクトレンズ形状の成型体を剥離した。それによって得られた成型体を、６０℃に保った大過剰量の１００質量％イソプロピルアルコール水溶液に２時間浸漬して残存モノマーなどの不純物を抽出した。その後、室温（２３℃）中で１２時間乾燥させた。
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000001
　［リン酸緩衝液］
　下記実施例、比較例のプロセスおよび上記した測定において使用したリン酸緩衝液の組成は、以下の通りである。
ＫＣｌ　０．２ｇ／Ｌ
ＫＨ２ＰＯ４　０．２ｇ／Ｌ
ＮａＣｌ　８．０ｇ／Ｌ
Ｎａ２ＨＰＯ４（ａｎｈｙｄｒｏｕｓ）　１．１５ｇ／Ｌ
ＥＤＴＡ　０．２５ｇ／Ｌ。
　［実施例１］
　基材として、参考例１で得られた成型体を使用した。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：８０００００、大阪有機化学工業株式会社製）を純水中に０．２質量％含有した水溶液を硫酸によりｐＨ２．６に調整した溶液をポリプロピレン製のコンタクトレンズ用ブリスター容器に１．２ｍＬ注入後、基材をブリスター容器に入れ、容器を密封して１２１℃３０分間オートクレーブにて容器ごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で３０秒浸漬洗浄後、ブリスター容器中の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表１～４に示す。
　［実施例２］
　基材として、参考例１で得られた成型体を使用した。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：７０００００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．２質量％含有した溶液を硫酸によりｐＨ２．７に調整した溶液をポリプロピレン製のコンタクトレンズ用ブリスター容器に１．２ｍＬ注入後、基材をブリスター容器に入れ、容器を密封して１２１℃３０分間オートクレーブにて容器ごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、ブリスター容器中の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表１～４に示す。
　［実施例３］
　基材として、参考例１で得られた成型体を使用した。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１／２、Ｍｗ：５０００００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．０３質量％含有した溶液を硫酸によりｐＨ３．１に調整した溶液をポリプロピレン製のコンタクトレンズ用ブリスター容器に１．２ｍＬ注入後、基材をブリスター容器に入れ、容器を密封して１２１℃３０分間オートクレーブにて容器ごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、ブリスター容器中の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表１～４に示す。
　［実施例４］
　基材として、参考例１で得られた成型体を使用した。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：８０００００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．２質量％含有した溶液を硫酸によりｐＨ２．４に調整した溶液をポリプロピレン製のコンタクトレンズ用ベースカーブ側成形用モールドの非成形面に１．０ｍＬ注入後、そこに基材を入れ、８０℃３０分間オートクレーブにてモールドごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、モールド内の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価結果を表１～４に示す。
　［実施例５］
　基材として、参考例１で得られた成型体を使用した。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：８０００００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．２質量％含有した溶液を硫酸によりｐＨ２．４に調整した溶液をポリプロピレン製のコンタクトレンズ用ブリスター容器に１．２ｍＬ注入後、基材をブリスター容器に入れ、容器を密封して１００℃３０分間オートクレーブにて容器ごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、ブリスター容器中の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表１～４に示す。
　［実施例６］
　基材として、参考例１で得られた成型体を使用した。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：８０００００、大阪有機化学工業株式会社製）を純水中に０．２質量％含有した水溶液を硫酸によりｐＨ２．４に調整した溶液をポリプロピレン製のコンタクトレンズ用ブリスター容器に１．２ｍＬ注入後、基材をブリスター容器に入れ、容器を密封して１２１℃３０分間オートクレーブにて容器ごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、ブリスター容器中の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表１～４に示す。
　［実施例７］
　基材として、メタクリル酸２－ヒドロキシエチルを主成分とする市販ハイドロゲルレンズ“１ｄａｙ　Ａｃｕｖｕｅ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製）を使用した。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：５０００００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．１質量％含有した溶液を硫酸によりｐＨ３．１に調整した溶液をポリプロピレン製のコンタクトレンズ用ブリスター容器に１．２ｍＬ注入後、基材をブリスター容器に入れ、容器を密封して１２１℃３０分間オートクレーブにて容器ごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、ブリスター容器中の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表１～４に示す。
　［実施例８］
　基材として、メタクリル酸２－ヒドロキシエチルを主成分とする市販ハイドロゲルレンズ“１ｄａｙ　Ａｃｕｖｕｅ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製）を使用した。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：５０００００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．１質量％含有した溶液を硫酸によりｐＨ４．１に調整した溶液をポリプロピレン製のコンタクトレンズ用ブリスター容器に１．２ｍＬ注入後、基材をブリスター容器に入れ、容器を密封して１２１℃３０分間オートクレーブにて容器ごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、ブリスター容器中の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価結果を表１～４に示す。
　［実施例９］
　基材として、メタクリル酸２－ヒドロキシエチルを主成分とする市販ハイドロゲルレンズ“１ｄａｙ　Ａｃｕｖｕｅ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製）を使用した。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：５０００００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．１質量％含有した溶液を硫酸によりｐＨ５．０に調整した溶液をポリプロピレン製のコンタクトレンズ用ブリスター容器に１．２ｍＬ注入後、基材をブリスター容器に入れ、容器を密封して１２１℃３０分間オートクレーブにて容器ごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、ブリスター容器中の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表１～４に示す。
　［実施例１０］
　基材として、メタクリル酸２－ヒドロキシエチルを主成分とする市販ハイドロゲルレンズ“１ｄａｙ　Ａｃｕｖｕｅ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製）を使用した。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：５０００００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．１質量％含有した溶液を硫酸によりｐＨ５．７に調整した溶液をポリプロピレン製のコンタクトレンズ用ブリスター容器に１．２ｍＬ注入後、基材をブリスター容器に入れ、容器を密封して１２１℃３０分間オートクレーブにて容器ごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、ブリスター容器中の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表１～４に示す。
　［実施例１１］
　基材として、メタクリル酸２－ヒドロキシエチルを主成分とする市販ハイドロゲルレンズ“１ｄａｙ　Ａｃｕｖｕｅ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製）を使用した。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：８０００００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．２質量％含有した溶液を硫酸によりｐＨ３．３に調整した溶液をポリプロピレン製のコンタクトレンズ用ブリスター容器に１．２ｍＬ注入後、基材をブリスター容器に入れ、容器を密封して１２１℃３０分間オートクレーブにて容器ごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、ブリスター容器中の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表１～４に示す。
　［実施例１２］
　基材として、メタクリル酸２－ヒドロキシエチルを主成分とする市販ハイドロゲルレンズ“１ｄａｙ　Ａｃｕｖｕｅ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製）を使用した。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：５０００００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．２質量％含有した溶液を硫酸によりｐＨ３．０に調整した溶液をポリプロピレン製のコンタクトレンズ用ブリスター容器に１．２ｍＬ注入後、基材をブリスター容器に入れ、容器を密封して１２１℃３０分間オートクレーブにて容器ごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、ブリスター容器中の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表１～４に示す。
　［実施例１３］
　基材として、メタクリル酸２－ヒドロキシエチルを主成分とする市販ハイドロゲルレンズ“１ｄａｙ　Ａｃｕｖｕｅ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製）を使用した。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１／２、Ｍｗ：７０００００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．２質量％含有した溶液を硫酸によりｐＨ３．０に調整した溶液をポリプロピレン製のコンタクトレンズ用ブリスター容器に１．２ｍＬ注入後、基材をブリスター容器に入れ、容器を密封して、１２１℃３０分間オートクレーブにて容器ごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、ブリスター容器中の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表１～４に示す。
　［実施例１４］
　基材として、メタクリル酸２－ヒドロキシエチルを主成分とする市販ハイドロゲルレンズ“１ｄａｙ　Ａｃｕｖｕｅ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製）を使用した。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：５０００００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．１質量％含有した溶液を硫酸によりｐＨ４．０に調整した溶液をポリプロピレン製のコンタクトレンズ用ブリスター容器に１．２ｍＬ注入後、基材をブリスター容器に入れ、容器を密封して１２１℃３０分間オートクレーブにて容器ごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、ブリスター容器中の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表１～４に示す。
　［実施例１５］
　基材として、メタクリル酸２－ヒドロキシエチルを主成分とする市販ハイドロゲルレンズ“１ｄａｙ　Ａｃｕｖｕｅ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製）を使用した。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：８０００００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．１質量％含有した溶液を硫酸によりｐＨ４．０に調整した溶液をポリプロピレン製のコンタクトレンズ用ブリスター容器に１．２ｍＬ注入後、基材をブリスター容器に入れ、容器を密封して１２１℃３０分間オートクレーブにて容器ごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、ブリスター容器中の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表１～４に示す。
　［実施例１６］
　基材として、メタクリル酸２－ヒドロキシエチルを主成分とする市販ハイドロゲルレンズ“１ｄａｙ　Ａｃｕｖｕｅ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製）を使用した。基材を、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：４０００００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．１質量％含有した溶液を硫酸によりｐＨ４．０に調整した溶液をポリプロピレン製のコンタクトレンズ用ブリスター容器に１．２ｍＬ注入後、基材をブリスター容器に入れ、容器を密封して１２１℃３０分間オートクレーブにて容器ごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、ブリスター容器中の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表１～４に示す。
　［実施例１７］
　基材として、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ハイドロゲルレンズ“１ｄａｙ　Ａｃｕｖｕｅ　Ｔｒｕｅｙｅ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製）を使用した。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：８０００００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．２質量％含有した溶液を硫酸によりｐＨ３．０に調整した溶液をポリプロピレン製のコンタクトレンズ用ブリスター容器に１．２ｍＬ注入後、基材をブリスター容器に入れ、容器を密封して１２１℃３０分間オートクレーブにて容器ごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、ブリスター容器中の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表１～４に示す。
　［実施例１８］
　基材として、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ハイドロゲルレンズ“１ｄａｙ　Ａｃｕｖｕｅ　Ｔｒｕｅｙｅ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製）を使用した。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：５０００００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．２質量％含有した溶液を硫酸によりｐＨ３．０に調整した溶液をポリプロピレン製のコンタクトレンズ用ブリスター容器に１．２ｍＬ注入後、基材をブリスター容器に入れ、容器を密封して１２１℃３０分間オートクレーブにて容器ごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、ブリスター容器中の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表１～４に示す。
　［実施例１９］
　基材として、シリコーンを主成分とする市販シリコーンハイドロゲルレンズ“ＭｙＤａｙ（登録商標）”（クーパービジョン社製）を使用した。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：８０００００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．２質量％含有した溶液をクエン酸によりｐＨ２．０に調整した溶液をポリプロピレン製のコンタクトレンズ用フロントカーブ側成形用モールドの成形面に１．０ｍＬ注入後、そこに基材を入れ、９０℃３０分間オートクレーブにてモールドごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、モールド内の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表１～４に示す。
　［実施例２０］
　基材として、シリコーンを主成分とする市販シリコーンハイドロゲルレンズ“ＭｙＤａｙ（登録商標）”（クーパービジョン社製）を使用した。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：８０００００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．２質量％含有した溶液をクエン酸によりｐＨ２．２に調整した溶液をポリプロピレン製のコンタクトレンズ用フロントカーブ側成形用モールドの成形面に１．０ｍＬ注入後、そこに基材を入れ、９０℃３０分間オートクレーブにてモールドごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、モールド内の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表１～４に示す。
　［実施例２１］
　基材として、シリコーンを主成分とする市販シリコーンハイドロゲルレンズ“ＭｙＤａｙ（登録商標）”（クーパービジョン社製）を使用した。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：８０００００、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％含有した溶液をクエン酸によりｐＨ２．０に調整した溶液をポリプロピレン製のコンタクトレンズ用ベースカーブ側成形用モールドの非成形面に１．０ｍＬ注入後、そこに基材を入れ、９０℃３０分間オートクレーブにてモールドごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、モールド内の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表１～４に示す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000002
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000003
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000004
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000005
　［比較例１］
　基材として、参考例１で得られた成型体を使用した。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：８０００００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．２質量％含有した溶液（ｐＨ６．８）をポリプロピレン製のコンタクトレンズ用ブリスター容器に１．２ｍＬ注入後、基材をブリスター容器に入れ、容器を密封して１２１℃３０分間オートクレーブにて容器ごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、ブリスター容器中の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表５～８に示す。
　［比較例２］
　基材として、参考例１で得られた成型体を使用した。リン酸緩衝液を硫酸によりｐＨ２．７に調整した溶液をポリプロピレン製のコンタクトレンズ用ブリスター容器に１．２ｍＬ注入後、基材をブリスター容器に入れ、容器を密封して１２１℃３０分間オートクレーブにて容器ごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、ブリスター容器中の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表５～８に示す。
　［比較例３］
　基材として、参考例１で得られた成型体を使用した。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：８０００００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．２質量％含有した溶液（ｐＨ６．８）をポリプロピレン製のコンタクトレンズ用ベースカーブ側成形用モールドの非成形面に１．０ｍＬ注入後、そこに基材を入れ、室温（２３℃）にて一晩静置浸漬させた。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、ブリスター容器中の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表５～８に示す。
　［比較例４］
　基材として、メタクリル酸２－ヒドロキシエチルを主成分とする市販ハイドロゲルレンズ“１ｄａｙ　Ａｃｕｖｕｅ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製）を使用した。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：８０００００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．２質量％含有した溶液（ｐＨ６．８）をポリプロピレン製のコンタクトレンズ用ベースカーブ側成形用モールドの非成形面に１．０ｍＬ注入後、そこに基材を入れ、室温（２３℃）にて一晩静置浸漬させた。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、モールド内の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表５～８に示す。
　［比較例５］
　基材として、参考例１で得られた成型体を使用した。ポリアクリル酸“Ｓｏｋａｌａｎ（登録商標）　ＰＡ１１０Ｓ”（Ｍｗ：２５００００、ＢＡＳＦ社製）をリン酸緩衝液中に０．１質量％含有した溶液（ｐＨ５．３）をポリプロピレン製のコンタクトレンズ用ブリスター容器に１．２ｍＬ注入後、基材をブリスター容器に入れ、容器を密封して１２１℃３０分間オートクレーブにて容器ごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、ブリスター容器中の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表５～８に示す。
　［比較例６］
　基材として、参考例１で得られた成型体を使用した。ポリジメチルアクリルアミド（Ｍｗ：３６００００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．２質量％含有した溶液を硫酸によりｐＨ２．５に調整した溶液をポリプロピレン製のコンタクトレンズ用ブリスター容器に１．２ｍＬ注入後、基材をブリスター容器に入れ、容器を密封して１２１℃３０分間オートクレーブにて容器ごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、ブリスター容器中の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表５～８に示す。
　［比較例７］
　基材として、参考例１で得られた成型体を使用した。ポリビニルピロリドンＫ－９０（Ｍｗ：３６００００、東京化成工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．２質量％含有した溶液を硫酸によりｐＨ２．５に調整した溶液をポリプロピレン製のコンタクトレンズ用ブリスター容器に１．２ｍＬ注入後、基材をブリスター容器に入れ、容器を密封して１２１℃３０分間オートクレーブにて容器ごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、ブリスター容器中の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表５～８に示す。
　［比較例８］
　基材として、参考例１で得られた成型体を使用した。ポリエチレングリコール２００（Ｍｗ１８０～２００、和光純薬工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．２質量％含有した溶液を硫酸によりｐＨ２．５に調整した溶液をポリプロピレン製のコンタクトレンズ用ブリスター容器に１．２ｍＬ注入後、基材をブリスター容器に入れ、容器を密封して１２１℃３０分間オートクレーブにて容器ごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、ブリスター容器中の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表５～８に示す。
　［比較例９］
　基材として、参考例１で得られた成型体を使用した。ポリ－Ｎ－ビニルアセトアミド“ＧＥ－１９１－１０３”（Ｍｗ：１００００００、昭和電工株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．２質量％含有した溶液を硫酸によりｐＨ２．５に調整した溶液をコンタクトレンズ用フロントカーブ側成形用モールド（ポリプロピレン製）の成型面に１．０ｍＬ注入後、そこに基材を入れ、ベースカーブ側成形用モールドの成形面で蓋をした後、１２１℃３０分間オートクレーブにてモールドごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、モールド内の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表５～８に示す。
　［比較例１０］
　基材として、参考例１で得られた成型体を使用した。基材を、ポリビニルアルコール（Ｍｗ：３１０００～５００００、ＳＩＧＭＡ－ＡＬＤＲＩＣＨ社製）をリン酸緩衝液中に０．１質量％含有した溶液中に入れようとしたところ、ポリビニルアルコールの溶解性が悪く、溶液に沈殿が生じコーティングを実施できなかった。
　［比較例１１］
　基材として、参考例１で得られた成型体を使用した。“メチルセルロース４００”（Ｍｗ：８４０００、和光純薬工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．２質量％含有した溶液を硫酸によりｐＨ２．５に調整した溶液をコンタクトレンズ用フロントカーブ側成形用モールド（ポリプロピレン製）の成型面に１．０ｍＬ注入後、そこに基材を入れ、ベースカーブ側成形用モールドの成形面で蓋をした後、１２１℃３０分間オートクレーブにてモールドごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、モールド内の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表５～８に示す。
　［比較例１２］
　基材として、参考例１で得られた成型体を使用した。ポロクサマー４０７（Ｍｗ：１１５００、ＢＡＳＦ社製）をリン酸緩衝液中に０．２質量％含有した溶液を硫酸によりｐＨ２．５に調整した溶液をコンタクトレンズ用フロントカーブ側成形用モールド（ポリプロピレン製）の成型面に１．０ｍＬ注入後、そこに基材を入れ、ベースカーブ側成形用モールドの成形面で蓋をした後、１２１℃３０分間オートクレーブにてモールドごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、モールド内の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表５～８に示す。
　［比較例１３］
　基材として、参考例１で得られた成型体を使用した。アルギン酸Ｎａ（昭和化学株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．２質量％含有した溶液を硫酸によりｐＨ２．５に調整した溶液をコンタクトレンズ用フロントカーブ側成形用モールド（ポリプロピレン製）の成型面に１．０ｍＬ注入後、そこに基材を入れ、ベースカーブ側成形用モールドの成形面で蓋をした後、１２１℃３０分間オートクレーブにてモールドごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、モールド内の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表５～８に示す。
　［比較例１４］
　基材として、参考例１で得られた成型体を使用した。ポリ－２－アクリルアミド－２－メチルプロパンスルホン酸（Ｍｗ：２０００００、自製）をリン酸緩衝液中に０．０５質量％含有した溶液（ｐＨ６．８）をポリプロピレン製のコンタクトレンズ用ブリスター容器に１．２ｍＬ注入後、基材をブリスター容器に入れ、容器を密封して１２１℃３０分間オートクレーブにて容器ごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、ブリスター容器中の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表５～８に示す。
　［比較例１５］
　基材として、参考例１で得られた成型体を使用した。ポリ－２－アクリルアミド－２－メチルプロパンスルホン酸／Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド共重合体（共重合におけるモル比１／９、Ｍｗ：２０００００、自製）をリン酸緩衝液中に０．０５質量％含有した溶液（ｐＨ６．８）をポリプロピレン製のコンタクトレンズ用ブリスター容器に１．２ｍＬ注入後、基材をブリスター容器に入れ、容器を密封して１２１℃３０分間オートクレーブにて容器ごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、ブリスター容器中の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表５～８に示す。
　［比較例１６］
　基材として、参考例１で得られた成型体を使用した。ポリ酢酸ビニル／ポリビニルピロリドン共重合体“ＰＶＡ－６４５０”（Ｍｗ：５００００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．２質量％含有した溶液を硫酸によりｐＨ２．５に調整した溶液をポリプロピレン製のコンタクトレンズ用ブリスター容器に１．２ｍＬ注入後、基材をブリスター容器に入れ、容器を密封して１２１℃３０分間オートクレーブにて容器ごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、ブリスター容器中の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表５～８に示す。
　［比較例１７］
　基材として、メタクリル酸２－ヒドロキシエチルを主成分とする市販ハイドロゲルレンズ“１ｄａｙ　Ａｃｕｖｕｅ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製）を使用した。ポリ酢酸ビニル／ポリビニルピロリドン共重合体“ＰＶＡ－６４５０”（Ｍｗ：５００００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．２質量％含有した溶液を硫酸によりｐＨ２．５に調整した溶液をポリプロピレン製のコンタクトレンズ用ブリスター容器に１．２ｍＬ注入後、基材をブリスター容器に入れ、容器を密封して１２１℃３０分間オートクレーブにて容器ごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、ブリスター容器中の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表５～８に示す。
　［比較例１８］
　基材として、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ハイドロゲルレンズ“１ｄａｙ　Ａｃｕｖｕｅ　Ｔｒｕｅｙｅ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製）を使用した。ポリ酢酸ビニル／ポリビニルピロリドン共重合体“ＰＶＡ－６４５０”（Ｍｗ：５００００、大阪有機化学工業株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．２質量％含有した溶液を硫酸によりｐＨ２．５に調整した溶液をコンタクトレンズ用フロントカーブ側成形用モールド（ポリプロピレン製）の成型面に１．０ｍＬ注入後、そこに基材を入れ、ベースカーブ側成形用モールドの成形面で蓋をした後、１２１℃３０分間オートクレーブにてモールドごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、モールド内の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表５～８に示す。
　［比較例１９］
　基材として、メタクリル酸２－ヒドロキシエチルを主成分とする市販ハイドロゲルレンズ“１ｄａｙ　Ａｃｕｖｕｅ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製）を使用した。ポリ－Ｎ－ビニルアセトアミド“ＧＥ－１９１－１０３”（Ｍｗ：１００００００、昭和電工株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．２質量％含有した溶液を硫酸によりｐＨ２．５に調整した溶液をポリプロピレン製のコンタクトレンズ用ブリスター容器に１．２ｍＬ注入後、基材をブリスター容器に入れ、容器を密封して１２１℃３０分間オートクレーブにて容器ごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、ブリスター容器中の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表５～８に示す。
　［比較例２０］
　基材として、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ハイドロゲルレンズ“１ｄａｙ　Ａｃｕｖｕｅ　Ｔｒｕｅｙｅ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製）を使用した。ポリ－Ｎ－ビニルアセトアミド“ＧＥ－１９１－１０３”（Ｍｗ：１００００００、昭和電工株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．２質量％含有した溶液を硫酸によりｐＨ２．５に調整した溶液をポリプロピレン製のコンタクトレンズ用ブリスター容器に１．２ｍＬ注入後、基材をブリスター容器に入れ、容器を密封して１２１℃３０分間オートクレーブにて容器ごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、ブリスター容器中の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表５～８に示す。
　［比較例２１］
　基材として、メタクリル酸２－ヒドロキシエチルを主成分とする市販ハイドロゲルレンズ“１ｄａｙ　Ａｃｕｖｕｅ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製）を使用した。アルギン酸Ｎａ（昭和化学株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．２質量％含有した溶液を硫酸によりｐＨ２．５に調整した溶液をコンタクトレンズ用フロントカーブ側成形用モールド（ポリプロピレン製）の成型面に１．０ｍＬ注入後、そこに基材を入れ、ベースカーブ側成形用モールドの成形面で蓋をした後、１２１℃３０分間オートクレーブにてモールドごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、モールド内の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表５～８に示す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000006
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000007
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000008
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000009
　［比較例２２］
　基材として、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ハイドロゲルレンズ“１ｄａｙ　Ａｃｕｖｕｅ　Ｔｒｕｅｙｅ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製）を使用した。アルギン酸Ｎａ（昭和化学株式会社製）をリン酸緩衝液中に０．２質量％含有した溶液を硫酸によりｐＨ２．５に調整した溶液をコンタクトレンズ用フロントカーブ側成形用モールド（ポリプロピレン製）の成型面に１．０ｍＬ注入後、そこに基材を入れ、ベースカーブ側成形用モールドの成形面で蓋をした後、１２１℃３０分間オートクレーブにてモールドごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、モールド内の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表９～１２に示す。
　［比較例２３］
　基材として、メタクリル酸２－ヒドロキシエチルを主成分とする市販ハイドロゲルレンズ“１ｄａｙ　Ａｃｕｖｕｅ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製）を使用した。ポロクサマー４０７（Ｍｗ：１１５００、ＢＡＳＦ社製）をリン酸緩衝液中に０．２質量％含有した溶液を硫酸によりｐＨ２．５に調整した溶液をコンタクトレンズ用フロントカーブ側成形用モールド（ポリプロピレン製）の成型面に１．０ｍＬ注入後、そこに基材を入れ、ベースカーブ側成形用モールドの成形面で蓋をした後、１２１℃３０分間オートクレーブにてモールドごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、モールド内の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表９～１２に示す。
　［比較例２４］
　基材として、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ハイドロゲルレンズ“１ｄａｙ　Ａｃｕｖｕｅ　Ｔｒｕｅｙｅ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製）を使用した。ポロクサマー４０７（Ｍｗ：１１５００、ＢＡＳＦジャパン社製）をリン酸緩衝液中に０．２質量％含有した溶液を硫酸によりｐＨ２．５に調整した溶液をコンタクトレンズ用フロントカーブ側成形用モールド（ポリプロピレン製）の成型面に１．０ｍＬ注入後、そこに基材を入れ、ベースカーブ側成形用モールドの成形面で蓋をした後、１２１℃３０分間オートクレーブにてモールドごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、モールド内の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表９～１２に示す。
　［比較例２５］
　基材として、メタクリル酸２－ヒドロキシエチルを主成分とする市販ハイドロゲルレンズ“１ｄａｙ　Ａｃｕｖｕｅ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製）を使用した。ポリ－２－アクリルアミド－２－メチルプロパンスルホン酸（Ｍｗ：２０００００、自製）をリン酸緩衝液中に０．０５質量％含有した溶液（ｐＨ６．８）をコンタクトレンズ用フロントカーブ側成形用モールド（ポリプロピレン製）の成型面に１．０ｍＬ注入後、そこに基材を入れ、ベースカーブ側成形用モールドの成形面で蓋をした後、１２１℃３０分間オートクレーブにてモールドごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、モールド内の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表９～１２に示す。
　［比較例２６］
　基材として、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ハイドロゲルレンズ“１ｄａｙ　Ａｃｕｖｕｅ　Ｔｒｕｅｙｅ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製）を使用した。ポリ－２－アクリルアミド－２－メチルプロパンスルホン酸（Ｍｗ：２０００００、自製）をリン酸緩衝液中に０．０５質量％含有した溶液（ｐＨ６．８）をコンタクトレンズ用フロントカーブ側成形用モールド（ポリプロピレン製）の成型面に１．０ｍＬ注入後、そこに基材を入れ、ベースカーブ側成形用モールドの成形面で蓋をした後、１２１℃３０分間オートクレーブにてモールドごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、モールド内の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表９～１２に示す。
　［比較例２７］
　基材として、メタクリル酸２－ヒドロキシエチルを主成分とする市販ハイドロゲルレンズ“１ｄａｙ　Ａｃｕｖｕｅ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製）を使用した。ポリ－２－アクリルアミド－２－メチルプロパンスルホン酸／Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド共重合体（共重合におけるモル比１／９、Ｍｗ：２０００００、自製）をリン酸緩衝液中に０．０５質量％含有した溶液（ｐＨ６．８）をコンタクトレンズ用フロントカーブ側成形用モールド（ポリプロピレン製）の成型面に１．０ｍＬ注入後、そこに基材を入れ、ベースカーブ側成形用モールドの成形面で蓋をした後、１２１℃３０分間オートクレーブにてモールドごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、モールド内の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表９～１２に示す。
　［比較例２８］
　基材として、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ハイドロゲルレンズ“１ｄａｙ　Ａｃｕｖｕｅ　Ｔｒｕｅｙｅ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製）を使用した。ポリ－２－アクリルアミド－２－メチルプロパンスルホン酸／Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド共重合体（共重合におけるモル比１／９、Ｍｗ：２０００００、自製）をリン酸緩衝液中に０．０５質量％含有した溶液（ｐＨ６．８）を参考例１の基材成形に使用した後のコンタクトレンズ用フロントカーブ側成形用モールド（ポリプロピレン製）の成型面に１．０ｍＬ注入後、そこに基材を入れ、ベースカーブ側成形用モールドの成形面で蓋をした後、１２１℃３０分間オートクレーブにてモールドごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、モールド内の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表９～１２に示す。
　［比較例２９］
　基材として、参考例１で得られた成型体を使用した。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：４０００００、大阪有機化学工業株式会社製）０．１質量％およびウレア０．３質量％を純水中に含有した水溶液を硫酸によりｐＨ３．８に調整した溶液を参考例１の基材成形に使用した後のコンタクトレンズ用フロントカーブ側成形用モールド（ポリプロピレン製）の成型面に１．０ｍＬ注入後、そこに基材を入れ、ベースカーブ側成形用モールドの成形面で蓋をした後、１２１℃３０分間オートクレーブにてモールドごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×３０秒振とう洗浄後、モールド内の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表９～１２に示す。
　［比較例３０］
　基材として、メタクリル酸２－ヒドロキシエチルを主成分とする市販ハイドロゲルレンズ“メダリスト（登録商標）ワンデープラス”（ボシュロム社製）を使用した。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：４０００００、大阪有機化学工業株式会社製）０．１質量％および０．３質量％ウレアを純水中に含有した水溶液を硫酸によりｐＨ３．８に調整した溶液を参考例１の基材成形に使用した後のコンタクトレンズ用フロントカーブ側成形用モールド（ポリプロピレン製）の成型面に１．０ｍＬ注入後、そこに基材を入れ、ベースカーブ側成形用モールドの成形面で蓋をした後、１２１℃３０分間オートクレーブにてモールドごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×３０秒振とう洗浄後、モールド内の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表９～１２に示す。
　［比較例３１］
　基材として、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ハイドロゲルレンズ“１ｄａｙ　Ａｃｕｖｕｅ　Ｔｒｕｅｙｅ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製）を使用した。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：８０００００、大阪有機化学工業株式会社製）０．２質量％およびウレア０．３質量％を純水中に含有した水溶液を硫酸によりｐＨ３．０に調整した溶液を参考例１の基材成形に使用した後のコンタクトレンズ用フロントカーブ側成形用モールド（ポリプロピレン製）の成型面に１．０ｍＬ注入後、そこに基材を入れ、ベースカーブ側成形用モールドの成形面で蓋をした後、１２１℃３０分間オートクレーブにてモールドごと加熱した。得られた成型体をリン酸緩衝液で２５０ｒｐｍ×３０秒振とう洗浄後、モールド内の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替え、さらに１２１℃３０分間オートクレーブにて加熱した。この成型体について上記方法にて評価した結果を表９～１２に示す。
　［比較例３２］
　メタクリル酸２－ヒドロキシエチルを主成分とする市販ハイドロゲルレンズ“１ｄａｙ　Ａｃｕｖｕｅ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製）について、上記方法にて評価した結果を表９～１２に示す。
　［比較例３３］
　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ハイドロゲルレンズ“１ｄａｙ　Ａｃｕｖｕｅ　Ｔｒｕｅｙｅ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製）について、上記方法にて評価した結果を表９～１２に示す。
　［比較例３４］
　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ハイドロゲルレンズ“Ａｃｕｖｕｅ　Ｏａｓｙｓ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製）について、上記方法にて評価した結果を表９～１２に示す。
　［比較例３５］
　レンズ表面がプラズマ処理されたシリコーンを主成分とする市販シリコーンハイドロゲルレンズ“エア　オプティクス（登録商標）　ＥＸアクア”（日本アルコン株式会社製）について、上記方法にて評価した結果を表９～１２に示す。
　［比較例３６］
　ＭＰＣモノマー（２－メタクリロイルオキシエチルホスホリルコリン）が共重合されたメタクリル酸２－ヒドロキシエチルを主成分とする市販ハイドロゲルレンズ“プロクリア（登録商標）ワンデー”（Ｃｏｏｐｅｒ　Ｖｉｓｉｏｎ社製）について、上記方法にて評価した結果を表９～１２に示す。
　［比較例３７］
　基材として、参考例１で得られた成型体を、ポリアクリル酸“Ｓｏｋａｌａｎ（登録商標）　ＰＡ１１０Ｓ”（Ｍｗ：２５００００、ＢＡＳＦ社製）を使用した。純水中に１．２質量％含有した溶液（ｐＨ２．６）をコンタクトレンズ用ベースカーブ側成形用モールド（ポリプロピレン製）の非成型面に１．０ｍＬ注入後、そこに基材を入れ、３７℃で３０分間浸漬させた。得られた成型体を純水中で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、モールド内の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替えた。この成型体について上記方法にて評価した結果を表９～１２に示す。
　［比較例３８］
　基材として、メタクリル酸２－ヒドロキシエチルを主成分とする市販ハイドロゲルレンズ“１ｄａｙ　Ａｃｕｖｕｅ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製）を使用した。ポリアクリル酸“Ｓｏｋａｌａｎ（登録商標）　ＰＡ１１０Ｓ”（Ｍｗ：２５００００、ＢＡＳＦジャパン社製）を純水中に１．２質量％含有した溶液（ｐＨ２．６）をコンタクトレンズ用ベースカーブ側成形用モールド（ポリプロピレン製）の非成型面に１．０ｍＬ注入後、そこに基材を入れ、３７℃で３０分間浸漬させた。得られた成型体を純水中で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、モールド内の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替えた。この成型体について上記方法にて評価した結果を表９～１２に示す。
　［比較例３９］
　基材として、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ハイドロゲルレンズ“１ｄａｙ　Ａｃｕｖｕｅ　Ｔｒｕｅｙｅ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製）を使用した。ポリアクリル酸“Ｓｏｋａｌａｎ（登録商標）　ＰＡ１１０Ｓ”（Ｍｗ：２５００００、ＢＡＳＦ社製）を純水中に１．２質量％含有した溶液（ｐＨ２．６）をコンタクトレンズ用ベースカーブ側成形用モールド（ポリプロピレン製）の非成型面に１．０ｍＬ注入後、そこに基材を入れ、３７℃で３０分間浸漬させた。得られた成型体を純水中で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、モールド内の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替えた。この成型体について上記方法にて評価した結果を表９～１２に示す。
　［比較例４０］
　基材として、参考例１で得られた成型体を使用した。塩酸を含有した水溶液（ｐＨ３．０）をコンタクトレンズ用ベースカーブ側成形用モールド（ポリプロピレン製）の非成型面に１．０ｍＬ注入後、基材を非成形面に配置して室温で５分間浸漬後、純水中で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄した。その後、ポリアクリル酸“Ｓｏｋａｌａｎ（登録商標）　ＰＡ１１０Ｓ”（Ｍｗ：２５００００、ＢＡＳＦ社製）を純水中に０．１質量％含有した溶液（ｐＨ３．３）をコンタクトレンズ用ベースカーブ側成形用モールド（ポリプロピレン製）の非成型面に１．０ｍＬ注入後、そこに基材を入れ、室温で５分間浸漬させた。得られた成型体を純水中で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、モールド内の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替えた。この成型体について上記方法にて評価した結果を表９～１２に示す。
　［比較例４１］
　基材として、メタクリル酸２－ヒドロキシエチルを主成分とする市販ハイドロゲルレンズ“１ｄａｙ　Ａｃｕｖｕｅ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製）を使用した。塩酸を含有した水溶液（ｐＨ３．０）をコンタクトレンズ用ベースカーブ側成形用モールド（ポリプロピレン製）の非成型面に１．０ｍＬ注入後、そこに基材を入れ、室温で５分間浸漬後、純水中で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄した。その後、モールド内の液体を、ポリアクリル酸“Ｓｏｋａｌａｎ（登録商標）　ＰＡ１１０Ｓ”（Ｍｗ：２５００００、ＢＡＳＦ社製）を純水中に０．１質量％含有した溶液（ｐＨ３．３）１．０ｍＬに入れ替え、基材を室温で５分間浸漬させた。得られた成型体を純水中で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、モールド内の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替えた。この成型体について上記方法にて評価した結果を表９～１２に示す。
　［比較例４２］
　基材として、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ハイドロゲルレンズ“１ｄａｙ　Ａｃｕｖｕｅ　Ｔｒｕｅｙｅ（登録商標）”（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ社製）を使用した。塩酸を含有した水溶液（ｐＨ３．０）をコンタクトレンズ用ベースカーブ側成形用モールド（ポリプロピレン製）の非成型面に１．０ｍＬ注入後、そこに基材を入れ、室温で５分間浸漬後、純水中で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄した。その後、モールド内の液体をポリアクリル酸“Ｓｏｋａｌａｎ（登録商標）　ＰＡ１１０Ｓ”（Ｍｗ：２５００００、ＢＡＳＦ社製）を純水中に０．１質量％含有した溶液（ｐＨ３．３）１．０ｍＬに入れ替え、基材を室温で５分間浸漬させた。得られた成型体を純水中で２５０ｒｐｍ×１０秒振とう洗浄後、モールド内の液体を新たなリン酸緩衝液に入れ替えた。この成型体について上記方法にて評価した結果を表９～１２に示す。
　［比較例４３］
　基材として、参考例１で得られた成型体を使用した。基材を、Ｃｈｉｔｏｓａｎ（０．５％　ｉｎ　０．５％Ａｃｅｔｉｃ　Ａｃｉｄ　ａｔ　２０℃）（ＴＣＩ社製）を純水中に０．１質量％含有した溶液中に入れようとしたところ、Ｃｈｉｔｏｓａｎの溶解性が悪く溶液に沈殿が生じコーティングを実施できなかった。
　［比較例４４］
　メタクリル酸２－ヒドロキシエチルを主成分とする市販ハイドロゲルレンズ“メダリスト（登録商標）ワンデープラス”（ボシュロム社製）について、上記方法にて評価した結果を表９～１２に示す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000010
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000011
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000012
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000013

Claims (12)

  1. 　水酸基およびアミド基を有する親水性ポリマーを含む溶液と基材とを支持体上または支持体内に配置し、前記溶液と前記基材とを前記支持体を介して加熱する工程を含み、
    　前記加熱する工程の開始前の前記溶液のｐＨが２．０以上６．０以下の範囲内であり、前記加熱する工程の終了後の前記溶液のｐＨが２．０以上６．０以下の範囲内である、
    　医療デバイスの製造方法。
  2. 　前記溶液と前記基材とを前記支持体を介して加熱する工程により、前記親水性ポリマーを、前記基材の表面の少なくとも一部に固定する請求項１に記載の医療デバイスの製造方法。
  3. 　前記支持体が、前記基材の成形に使用される成形型である、請求項１または２に記載の医療デバイスの製造方法。
  4. 　前記成形型が、前記の成形に使用された後の成形型である、請求項３に記載の医療デバイスの製造方法。
  5. 　前記加熱する工程がオートクレーブ中において行われる、請求項１～４のいずれかに記載の医療デバイスの製造方法。
  6. 　前記基材の含水率（質量％）と得られた医療デバイスの含水率（質量％）との変化量が、１０パーセンテージポイント以下である、請求項１～５のいずれかに記載の医療デバイスの製造方法。
  7. 　前記加熱する工程によって、親水性ポリマー層が基材表面の少なくとも一部に形成され、該親水性ポリマー層において、前記水酸基およびアミド基を有する親水性ポリマーの合計量１００質量部に対し、それ以外のポリマーの含有量が３質量部以下である請求項１～６のいずれかに記載の医療デバイスの製造方法。
  8. 　前記医療デバイスが、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、または内視鏡用被覆材である、請求項１～７のいずれかに記載の医療デバイスの製造方法。
  9. 前記医療デバイスが眼用レンズである、請求項８に記載の医療デバイスの製造方法。
  10. 　前記眼用レンズがコンタクトレンズである、請求項９に記載の医療デバイスの製造方法。
  11. 　前記基材の成形に使用される成形型が、コンタクトレンズ基材の成形に使用される成形型である、請求項３～１０のいずれかに記載の医療デバイスの製造方法。
  12. 　前記支持体が、コンタクトレンズ販売用容器である、請求項１～１１のいずれかに記載の医療デバイスの製造方法。
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