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JP2992556B2 - 表面改質した医療器具 - Google Patents

表面改質した医療器具

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JP2992556B2
JP2992556B2 JP51844395A JP51844395A JP2992556B2 JP 2992556 B2 JP2992556 B2 JP 2992556B2 JP 51844395 A JP51844395 A JP 51844395A JP 51844395 A JP51844395 A JP 51844395A JP 2992556 B2 JP2992556 B2 JP 2992556B2
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hydrophilic
graft
irradiation
tissue
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メンタク，カハリッド
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ユニヴァーシティ オブ フロリダ
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Publication date
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Description

【発明の詳細な説明】 発明の属する技術分野 本発明はプラスチックの外科用機器、医療用器具、心
血管補綴用インプラント、硬質組織または軟質組織用イ
ンプラント、眼科用インプラント、コンタクトレンズお
よびこれらの類似物と、組織と接触するこれらの表面改
良方法とに関するものである。
関連出願 本発明は、1987年４月10日出願の米国特許願第07/37,
153号（これは1989年２月21日に米国特許第4,806,382号
となった）の一部継続出願である1989年２月１日出願の
米国特許願第304.479号（これは1990年10月９日に米国
特許第4,961,954号となった）の一部継続出願である199
0年７月19日出願の米国特許第07/555,377号、1990年10
月５日出願の第07/592,478号、1990年10月５日出願の第
07/592,482号および1990年10月５日出願の第07/592/483
号の一部継続出願である。
従来の技術 眼内レンズ（IOL）などの眼科用インプラントを外科
手術で移植する場合には、インプラントと内皮とが接触
しないように十分注意しないと角膜内皮組織のかなりの
部分が失われてしまうということが多くの研究で報告さ
れている。
大抵と眼科用インプラントは光学的特性に優れ、生物
分解に対する抵抗力のある親水性のポリメチルメタクリ
ルレート（PMMA）ポリマーで作られているが、PMMAは偶
然に接触しただけでもその表面が内皮細胞に付着し、付
着したPMMA表面を内皮細胞から離すと、内皮細胞がPMMA
表面に付着して引き剥がされてしまう。他の眼球組織、
例えば虹彩も似たような付着作用によって損傷を受け
る。
眼科用インプラントとして現在使用または提案されて
いる他の親水性ポリマー（例えば、ポリプロピレン、ポ
リフッ化ビニリデン、ポリカーボネート、ポリシロキサ
ン）も眼球組織に付着するので、組織は損傷を受ける。
PMMA製のIOLに固有な重大な欠点は、角膜内皮とPMMA
表面とが例え短時間でも接触すると内皮のかなりの部分
が損傷する点にあるということは多くの文献に記載され
ている。インプラント表面と内皮が接触する問題につい
ての議論は、例えばボアン（Bourne）達のAm.J.Ophthal
mol.第81巻、482〜485頁、1976年、フォルスター（Fors
tor）達のTrans.Am.AcadOphthalmol.Otolaryngol.第83
巻、OP−195〜OP−203頁、1977年カッツ（Katz）達のTr
ans.Am.Acad.Ophthalmol.Otolaryngol.第83巻、OP−204
〜OP−212頁、1977年、カウフマン（Kaufman）達のScie
nce第198巻、525〜527頁、1977年、シュガー（Sugar）
達のArch.Ophthalmol.第96巻、499〜450頁、1978年に記
載されている。
外科手術中にインプラント表面と内皮とが全く接触し
ないようにし、また、埋め込んだインプラントが他の敏
感な組織、例えば虹彩、毛様体溝等と接触しないように
することは極めて難しいため、PMMA製の眼科用インプラ
ント表面を改質し、角膜内皮に対する付着力を小さくし
てインプラント表面が角膜内皮に与えるダメージを少な
くする努力が続けられている。
眼科用インプラント表面と組織細胞との間の付着力を
小さくするために、これまではインプラント表面を各種
の親水性ポリマー溶液や一時的に可溶性のある被覆剤、
例えばメチルセルロースやポリビニルピロリドンで被覆
してきた（カッツ（Katz）達およびナイト（Knight）達
のChem.Abs.第92巻、203547f、1980年）。この方法は組
織を一時的には保護するが、完全に満足なものではな
い。すなわち、これらの被覆剤はインプラント表面に十
分に付着しないで移植後に剥れたり劣化したり、手術中
または手術直後に分解し、あるいは手術後に合併症を引
き起こす危険性があるため、外科手術を難しくする。さ
らに、このような被覆の厚さと均一性を制御することは
困難である。
ヤロン（Yalon）達〔Acta:第XXIV回国際眼科会議（In
ter−national Congress of Ophthalmology）、ポール
ヘンキンド（Paul Henkind）編、1983年）〕およびナイ
ト（Knight）達の上記文献はγ線照射でPMMA製インプラ
ントの表面でビニルピロリドンを重合させて保護被覆を
形成することを試みている。しかし、この試みは完全に
成功しなかった。すなわち、被膜の光学特性と保護特性
とを制御する問題が未解決であった。彼達の方法では処
理条件およびパラメータ（例えばモノマー濃度、γ線の
照射線量と照射率）が特定されておらず、得られた被覆
は品質が悪く機械的安定性が一定ではなかった。
1989年２月21日の米国特許第4,806,382号には、各種
ポリマー材料をγ線照射で化学的にグラフト重合させた
親水性の薄膜で被覆した眼科用インプラントの製造方法
が開示されている。この方法は上記問題と欠点を克服す
るものである。
この特許に記載の発明は、ポリメチルメタクリレート
（PMMA）を含む各種材料で作られた眼科用インプラント
の表面上でＮ−ビニルピロリゾン（NVP）、NVPと２−ヒ
ドロキシエチルメタクリレート（HEMA）、HEMAあるいは
その共重合体、特に、それとイオン性コモノマとの共重
合体をγ線照射で（共）重合した化学的にグラフトした
親水性の薄膜〔PVP〕、〔Ｐ（NVP−HEMA）〕または〔PH
EMA〕を作る方法の処理条件およびパラメータの発見
と、ポリプロピレン（PP）、フッ化ポリビニリデン（PV
DF）、ポリカーボネート（PC）またはシリコーンポリマ
ー（PSi）を含む各種材料で作られた眼科用部品の表面
にγ線照射重合によってPVP、Ｐ（NVP−HEMA）PHEMAま
たはこれらの共重合体のグラフトされた薄い被膜を作る
方法の別の処理条件およびパラメータの発見に基づいて
なされたものである。
この被膜によってインプラント表面の親水性が大きく
なり、敏感な眼球組織である例えば角膜内皮や虹彩とイ
ンプラント表面との接着力が最小になり、その結果イン
プラント表面と眼球組織とが接触した場合に引き起こさ
れる組織の損傷と手術後の合併症の発生の危険性とが最
小になる。この米国特許第4,806,382号に記載の方法を
用いて得られる被膜は薄くて均一で、再現性がよい。ま
た、この被膜はインプラント表面に化学的に結合してい
るため、従来方法で作った被膜に比べてはるかに耐久性
があり、剥がれ難く、手術中または手術後に分解したり
変質したりすることが少ない。
米国特許第4,806,382号はＮ−ビニルピロリドン（NV
P）、２−ヒドロキシエチルメタクリレート（HEMA）ま
たはNVPとHEMAの混合物をγ線照射グラフト重合して作
ったグラフトポリマーPVP、PHEMAまたはＰ（NVP−HEM
A）によってポリメチルメタクリレート（PMMA）の眼科
用インプラント材料の表面を改質する方法であり、この
特許に記載のグラフト重合は下記条件下で水溶液中で行
う点に特徴がある： （ａ） モノマー濃度を約0.5〜約50重量％にし、 （ｂ） γ線の全照射線量を約0.01〜約0.50メガラドに
し、 （ｃ） γ線と照射率を約10〜約2,500ラド／分にし、 （ｄ） 溶液中のポリマーの分子量を約250,000〜約5,0
00,000に維持する。
米国特許第4,806,382号の方法で臨界条件として記載
されている溶液中のポリマーの分子量を特定値に維持す
るという用件は、この方法の「条件」ではなく、むし
ろ、明細書に記載のように、グラフト重合方法を実施す
る時に使用した反応条件に依存する結果である。従っ
て、溶液中のポリマーの分子量をこの発明で使用される
反応条件として特定するのは適切ではなく、これはγ線
グラフトモノマー−基材−プロセス条件で広範囲に変化
する。ある一組の条件、すなわちモノマー、モノマー濃
度、γ線の全照射量、γ線照射率、ラジカル重合抑制剤
と用いた時の溶液重合で生成するポリマーの分子量は、
モノマー、モノマー濃度、γ線の全照射量、γ線量率の
値、重合およびラジカル重合抑制剤の条件に依存するこ
の方法の結果に過ぎない。例えば、ある種のイオン性モ
ノマー、溶剤またはラジカル重合抑制剤が存在した場合
には、溶液重合が大幅に阻害されても、表面グラフト重
合は完全に行われる。その結果、生成したポリマー分子
量は比較的低く（例えば5,000〜10,000程度）になる。
米国特許第4,806,382号の発明者達は、出願以降もこ
の発明に関する研究を続けてきた。その結果、予期しな
かったことだが、この発明の組成物では一般に0.01〜0.
20メガラドの比較的低い線量が好ましいということ、従
って、上記方法はγ線の全照射量を0.001メガラド程度
に低くして実施できるということを発見した、この改良
方法は1990年10月５日出願の米国特許願第07/592,483号
に記載されている。
米国特許第4,806,382号の出願日以前の従来技術では
γ線グラフト重合には比較行的高いγ線量、一般には0.
5メガラド以上の強いγ線量を用いることが常識であっ
たので、0.0.1メガラドという低い線量で表面グラフト
重合できたとうことは驚くべきことであった。従って、
0.001メガラドという低い線量で有効なグラフト化がで
きるということはこの発明方法のさらに予期しえない結
果である。
また、0.5重量％の低いモノマー濃度でのグラフト化
は米国特許第4,806,382号に記載されているが、研究の
結果、本発明のグラフトの方法の一実施例では0.1重量
％の低いモノマー濃度が使用できることを証明してい
る。
上記方法は下記条件下で行うこともできる： （ｅ） グラフト重合用水溶液から遊離酸素を実質的に
無くす。
（ｆ） PVPまたはＰ（NVP−HEMA）のグラフトポリマー
被覆層の厚さを約100Å〜150μｍに維持する。
（ｇ） グラフト重合用水溶液中にフリーラジカル捕捉
剤を入れる。
（ｇ） グラフト重合用水溶液中にPMMAまたはその他ポ
リマーの基材の表面の膨潤溶媒を入れる。
PP、PVDF、PCまたはPDMSOで作られた眼科用インプラ
ントの表面でγ線照射によってNVP、NVPとHEMAとの混合
物またはHEMAおよびその他の親水性モノマーまたはこれ
らの共重合体をグラフト重合して作ったPVPまたはＰ〔N
VP−HEMA〕のグラフトポリマーによって眼科用インプラ
ントを改質する上記の方法は、PMMAに対する上記処理パ
ラメータを組み合わせて実行することができるが、好ま
しい眼科用インプラント表面の改質方法では、重合用溶
液から遊離酸素を除去するような条件下で実行するのが
好ましい。
現在のところ、血液や敏感な組織の表面と接触する外
科用機器、医療デバイス、補綴術用インプラント、コン
タクトレンズおよびこれらの類似物は、各用途で使用す
るのに必要な物理特性を有する材料で作られているが、
それと接触する血液や組織は一般に疏水性があるため、
好ましくないトロンボゲン性（血液凝結性）特性を示
し、眼科用インプラントについて記載したように、これ
らの機器と接触して付着したり、移動した時に脆くて敏
感な組織に重大の損傷が生じることがある。
米国特許第4,961,954号には、種々のポリマー材料で
作られた機器、デバイス等をγ線照射で化学的にグラフ
ト重合した親水性被膜で覆うことが記載されている。
米国特許第4,961,954号に記載の発明は、人間または
人間以外の動物の生きた組織と接触する製品、例えば各
種プラスチック材料で作られた外科用機、医療用器具、
補綴術用インプラント、コンタクトレンズおよびこれら
の類似物の表面にＮ−ビニルピロリドン（NVP［PV
P］）、NVPと２−ヒドロキシエチルメタクリレート（HE
MA）［Ｐ（NVP）−HEMA）］またはHEMA〔PHEMA〕をγ線
または電子ビーム照射で（共）重合させて化学的にグラ
フトした親水性のある薄い被膜を形成するための特定の
プロセス条件およびパラメータの発見に基づいている。
以下のこの特許の説明で「組織」という用語は血液と固
体組織表面をも含むものとする。
この発明によって表面改質またはグラフトした被膜を
用いると製品表面の親水性が大きくなって、血液細胞、
血管内皮、腹膜、心膜等の敏感な組織との接着力が最小
になり、組織と接触して組織が損傷する危険性が最小に
なる。また、得られた被膜は薄くて均一で、再生が良
い。さらに、被膜は物品表面の化学的に結合しているの
で、従来法で作った被膜に比べてはるかに耐久性があ
り、剥離し難く、使用中または移植後の分解や変質も起
り難い。プラスチック製品の表面で、NVP、HEMAまたはN
VPとHEMAとの混合物をγ線照射によってグラフト重合さ
せて、該表面にPVP、Ｐ（NVP−HEMA）またはPHEMAグラ
フトポリマーによる最適な表面変性を施す米国特許第4,
961,954号に記載の改良方法は、水性溶液中、特定の組
み合わせの下でグラフト重合を行うというものである。
上記の米国特許第4,806,382号の場合と同様、溶液中
にポリマーの分子量の保持はこの方法「条件」でなく、
むしろ反応条件に依存する結果であることも分かってい
る。
さらに、一般には0.10〜0.20メガラドという比較的低
い照射量が好ましく、この方法は0.001メガラド程度の
低いγ線全照射量で行なうことができることも分かって
いる。改良された方法は1990年10月５日出願の米国特許
願第07/592,482号に記載されている。
1990年10月５日出願の米国特許願第07/592,478号およ
び米国特許第5,094,876号には、上記に記載のそれ以前
の米国特許に記載の方法の改良法が開示されている。こ
れらの出願に記載の発明は、被覆する製品の表面をモノ
マーを含む第１の溶液に予め浸漬させてから、モノマー
を含む第２の溶液を用いて表面上にモノマーをグラフト
重合させることによって操作を大幅に簡略化し、改良す
ることができるという発見に基づくものである。
発明が解決しようとする課題 本発明の目的は上記製品上の親水性の被膜を構成する
ための別の改良された組成物と方法とを提案することに
ある。
課題を解決するための手段 本発明は、人間または人間以外の動物の生きた組織と
接触するプラスチック製品の表面上に下記： （１） 中性またはイオン性の水溶性の親水性モノマー
（ただし、Ｎ−ビニルピロリドン、２−ヒドロキシエチ
ルメタクリレートは除く）またはその塩、 （２） 上記モノマーの混合物、または （３） （１）または（２）と、Ｎ−ビニルピロリド
ン、２−ヒドロキシエチルメタクリレートおよびこれら
の混合物で構成される群の中から選択される一種をモノ
マー全重量に対して50重量％未満の割合で含む混合物 をγ線または電子ビーム照射重合で化学的にグラフトさ
せて上記表面上に親水性のグラフトポリマー被膜を形成
させるプラスチック表面を改質するための方法であっ
て、 γ線または電子ビーム照射によるグラフト重合を水溶
液中で下記条件下で行なうことを特徴とする方法を提供
する： （ａ） モノマー濃度を0.1〜50重量％にし、 （ｂ） γ線または電子ビームの全照射量を0.001〜0.5
0メガラドにし且つ （ｃ） γ線照射率を10〜2,500ラド／分とするか、γ
線照射率に相当する電子ビーム照射率を10〜108ラド／
分とする。
本発明は上記方法で製造された製品を含む。
発明の実施の態様 米国特許第4,806,382号、第4,961,954号、第5,094,87
6号と、特許願第07/592,478号、第07/592.482号、第07/
592,483号に開示の内容は全て参考として本明細書の一
部を成す。
ヤロン達（上記文献）とナイト達（上記文献）は、Ｎ
−ビニルピロリドン（NVP）と２−ヒドロキシエチルメ
タクリレート（HEMA）にγ線を照射してPMMA上に被覆を
形成した場合には被覆の（摩耗に対する）動的な角膜保
護特性が良くないと記載している。ナイト達はIOLには
ポリビニルアルコール（PVA）の不溶性被覆が最適であ
るとしている。そこでPVAで被覆したIOLの開発が商業ベ
ースで試みられたが、臨床での結果は満足のゆくもので
はなかった。ナイト達（上記）およびヤロン達（上記）
によって報告されたγ重合による表面の改質は、モノマ
ーの濃度、溶媒、照射線量、照射率を特定せずに行われ
たため、品質が悪く直ちに摩耗する被覆しか得られなか
った。有効で耐久性のあるPVPまたはPHEMA被覆をPMMA製
のIOLの表面に形成する条件は従来の文献には記載され
ていない。ナイト達やヤロン達の文献のほかのγ線によ
るグラフト重合に関する過去30年の文献には、眼科用イ
ンプラントの表面に有効な被覆を形成するための下記の
ような複雑な要件を達成するための処理条件は記載され
ていない： （ａ）薄くて耐久性があり、光学的に透明であり（コン
タクトレンズの場合）、均質な眼科用グラフト化被覆で
あること。一般に文献に記載されている非水溶性溶媒の
条件で行うとγ線の照射量が大きいため（１メガラドよ
り大）基材が変形・劣化し、厚くて不均一な不透明被覆
になる（例えばシャピロ（Chapio）の「ポリマーの放射
線化学（Radiation Chemistry of Polymeric Sytems）,
John Wiley and Sons,Inc.、ニューヨーク、1962年と、
ヘングライン（Henglein）達のAngew.Chem.第15巻、416
頁、1958年を参照）。
（ｂ）イン・ビボで生体適合性があること。
（ｃ）水または水中の気泡に対する接触角が小さいこと
（湿潤性がよく、接触角が30゜以下）。
（ｄ）組織に対する付着性がないこと（角膜に対する付
着力が15mg/cm2未満）。
（ｅ）角膜にダメージを与えないこと（イン・ビトロで
の接触テストで損傷するものは約20％未満） （ｆ）ESCAまたはFT−IR分析でグラフトポリマーによる
表面改質が測定できること。
（ｇ）濡れ状態で（動的）摺動摩擦テストで調べた摩耗
に対する抵抗力（接触角）がクラフト化被膜を行う前後
で変化がないこと。
（ｈ）急速に水和すること。すなわち、水中に浸漬した
場合の乾燥状態から濡れた潤滑状態への変化が早い（５
分未満）こと。
ヤロン達（上記文献）は、角膜のタメージをイン・ビ
トロで測定する方法を開示している。PMMAに対する結果
がこの方法を説明するのに使用されている。モノマーの
濃度が高いほどPVP被覆が細胞に与えるダメージを小さ
くすることが明らかにされたが、実験条件（すなわち、
放射線の照射線量、照射率など）は記載されておらず、
方法と生成物の間の臨界関係も示されていない。
γ線照射でクラフト重合してPVP、Ｐ（NVP−HEMA）ま
たはPHEMAを形成して改質表面を有する眼科用インプラ
ントポリマーを製造する上で必須な上記米国特許および
米国特許出願に記載の改良されたプロセス条件およびパ
ラメータにはモノマー濃度（％）、γ線の照射線量、照
射率、重合前に基材内にモノマーが進入する時間（膨潤
時間）、脱酸素（脱気）操作が含まれる。これら以外の
最適プロセス条件には触媒、フリーラジカル捕捉剤、PM
MA膨潤溶媒および温度が含まれる。溶液ポリマーの分子
量とその分布、転化率（％）、残留モノマー量、グラフ
トしたポリマーの厚さ、表面特性等はプロセス条件が変
わった時に大きく変化する結果に過ぎない。例えば、照
射線量0.1メガラドを照射し且つ10％のモノマーを用い
た場合、大きな照射率にした場合と小さな照射率にした
場合でPMMA上のPVPに対する表面改質状態は違ってく
る。すなわち、分子量を大きくするには照射率が小さい
（重合が遅い）ことが好ましい。同様に、脱ガスで酸素
を除去した反応媒体でははるかに低い照射率で優れたグ
ラフト化が行なえる。銅または鉄の塩または有機還元剤
（例えばアスコルビン酸）などのフリーラジカル捕捉剤
が存在していると、他の処理パラメータが大きな影響を
受ける。一般にはモノマー濃度が大きいと、溶液ポリマ
ーの分子量が小さくなり、溶液のゲル化が防止される。
本発明方法は特に各種プラスチック材料、例えばポリ
アクリレートおよびメタクリレート（例、ポリメチルメ
タクリレート、ポリエチルアクリレート、ポリブチルメ
タクリレート等）；ポリオレフィン（ポリエチレン、ポ
リプロピレン、ポリブタジエン）;SBS（スチレン−ブタ
ジエン）、テチレン−プロピレン共重合体SE/BS（スチ
レン−エチレン／−ブタジエン）、ポリカーボネート
（PC）、フルオロカーボンポリマー（例、ポリビニリデ
ンフルオライド−PVDF、ポリテトラフルオロエチレン−
PTFE、ポリパーフルオロエチレンプロピレン−FEP、ポ
リシロキサン）、ポリウレタンを含む各種脂肪族、芳香
族ポリウレタンポリエステルまたはポリエーテルブロッ
クコポリマー、ポリビニルクロライドおよびダクロン、
PET（ボリエチレンテレフタレート）含む各種のポリエ
ステルで作られた医療機器、装置、デバイス、インプラ
ント、眼科用インプラントおよびコンタクトレンズの表
面改質に適用される。当業者には本発明方法が上記化合
物の混合物、配合物および共重合体にも適用可能である
ことは理解できよう。
本発明による親水性グラフトポリマーを用いた表面改
質は特に、眼科用レンズ（前眼房、後眼房および水晶
体）について特に有利であるが、その他の眼科用インプ
ラント、例えば角膜用インレー、ケラトプロテーゼ、エ
ピケラトファキア（上角膜水晶体）装置、緑内障用ドレ
イン、網膜用ステープル、強膜用バックル）などの組織
保護力を高め、生体適合性を高めるという点でも非常に
価値がある。
これらの材料の一つまたは複数で作られた任意の機
器、装置、インプラント等の表面は本発明方法で改質し
て表面の組織接触特性を向上させることができる。
本発明方法ではプラスチック製の手術用機器やインプ
ラント、例えばプローブ、開創器、組織や脈管の分離
器、灌注器、吸引器、ファコエマルジフィケーションツ
ール、スポンジ、鉗子、手袋、レンズグライド、ポジシ
ョンニングツール、ピンセット、挿入用ツール、ステー
プル、縫合糸などを処理することができる。
本発明方法では医療用器具、例えばハードおよびソフ
トコンタクトレンズ、静脈カテーテル、レーザーおよび
バルーン脈管形成装置、血管や心臓用デバイス（チュー
ブ、カテーテル、バルーン）、心室補助装置、血液透析
部品、血液酸素転化装置、尿管／泌尿器装置（フォーリ
ーカテーテル、ステント、チューブおよびバルーン）、
気管カテーテル（気管および気管切開用のチューブおよ
びカフス）、乳房インプラント、腸供給チューブ、創傷
排膿チューブ、血液バッグおよび血液チュービングを処
理することができる。
本発明方法で改質されるインプラントには例えば血管
グラフト、軟質または硬質の組織人工器官（乳房、頭蓋
／顔面、腱、間接）心臓弁および人工心臓等がある。
これらの機器、装置、インプラント等を改質すると、
これらの表面が改良されて血液との親和性が増し、手術
中またはハンドリング時の組織の付着や損傷を減らすこ
とができる。さらに、本発明方法により細胞の吸着が減
少するため炎症が減り、軟質組織インプラントの場合の
繊維質カプセルの形成が抑制され、心臓・血管装置や人
工器官の場合の凝血を防ぐことができる。本発明方法は
さらに、細菌の吸着が減るため感染の危険性が減り、関
節継手や腱等の人工装具での表対面擦傷と摩擦を減少さ
せる。
ポリオレフィンおよびポリオレフィン／炭化水素ブロ
ックポリマは医療用チューブ、カテーテル、血液バッ
グ、縫合糸などの材料として有用である。
SBS、EPまたはSE/BS型の共重合体は押出し成形や射出
成形が可能なゴム特性を有する熱可塑性エラストマであ
る。これらの材料を本発明方法で表面改質すると、これ
らポリマーの表面特性は通常の疏水性性から親水性へ変
化する。
フルオロカーボンポリマは生体適合性が良く不活性で
あるためカテーテル（例、静脈カテーテル）、人工血管
用器官（例、血管グラフト）、被覆用医療装置、器具お
よびインプラントで広く利用されているが、本発明方法
で表面特性は大幅に改良され、細胞や組織の吸着性が減
り、血液との親和性が増加する。シリコンポリマーは医
療用チューブやカテーテル、乳房用インプラント等の軟
性組織インプラントで広く利用されている。本発明の親
水性表面改質によって組織と細胞の擦傷や吸着が減り、
軟質組織インプラントの主たる合併症である繊維質カプ
セルの形成を抑えることができる。同様に、ポリ塩化ビ
ニルを表面改質することによって、親水性の高いビニル
チューブやフィルム表面として、ポリ塩化ビニルで作ら
れた血液チューブ、血液バッグ、カテーテル、その他医
装置の凝血性を抑え、生体適合性を高めることができ
る。
ポリウレタンはペーサのリード、静脈カテーテル、腸
供給チューブ、血管グラフトなどで用いられる。このポ
リウレタンも本発明方法で有効に改質されて親水性表面
となり、生体適合性が向上する。
本発明の実施において有用な中性またはイオン性で水
に可溶な親水性モノマーの例として、アクリルアミド、
ジメチルアクリルアミド、ポリエチレングリコールモノ
メタクリレート、ヒドロキシプロピルアクリルアミド、
メタクリル酸、スルホプロピルアクリレート、スチレン
スルホン酸、２−アクリルアミド−２−メチル−１−プ
ロパンスルホン酸、ビニルスルホン酸、ジメチルアミノ
エチルメタクリレートおよびこれらの混合物および塩を
挙げることができる。
上記の各プロセス条件およびパラメータは、本発明で
表面改質された眼球部品用ポリマーを得るのに特に好ま
しい特定の組み合わせを実現するために下記範囲内で変
えることができる： （ａ）モノマー濃度： モノマーの濃度を大きくするとグラフト用溶液中のポ
リマーの分子量が増加し、接触角（CA）が小さくなり、
表面がより親水性になる。例えば、PMMA上にPVPの膜を
形成する場合には、NVPの濃度が約３〜15％の範囲で
は、0.1メガラドおよび309ラド／分の条件でPMMAグラフ
トの接触角は29゜から21゜へと小さくなる。しかし、こ
の効果は照射率と全照射線量に大きく依存する。例え
ば、DVPの濃度が１〜10％で照射率を64ラド／分に小さ
くすると、接触角49゜から18゜まで小さくなる。
一般に、モノマー濃度は他のパラメータに応じて0.1
〜50％にするのが好ましい。本発明の条件下では、例え
ば0.1〜0.5％のモノマー濃度かつ低照射率で30〜40゜以
下の小さい接触角の親水性グラフト表面を得ることがで
きる。20〜30％以上の高いモノマー濃度でゲル化させず
にポリマー溶液を効果的にグラフトさせるには照射量を
小さくし且つフリーラジカル捕捉剤を用いる必要があ
る。モノマー濃度を50％より高くすることも可能である
が、好ましくない。この場合にはフリーラジカル捕捉剤
の濃度を大きくする必要があるが、フリーラジカル捕捉
剤を使用することによってポリマーの分子量とモノマー
の変換率とが低下する。
（ｂ）照射線量： 一般にγ線の全照射量が増加すると接触角は小さくな
る。しかし、照射線量を増加させ、照射率を小さくし、
モノマー濃度を増加させると、反応媒体の粘性が極めて
大きくなってゲルを形成するため、洗浄で除去すること
が非常に難しいという実用上の大きな問題がある（例え
ば、全照射線量が約0.25メガラド、NVPの濃度が10％、
照射率が309ラド／分）。
グラフト重合が電子ビーム照射によって誘導されるこ
とは当業者には理解できよう。従って、本発明方法を実
施する際にγ線照射の代りにγ線照射と等価なエネルギ
ーの電子ビーム照射を用いることもできる。電流が約5m
A〜約100mAの約50KeV〜約10MeVの範囲の電圧の電子ビー
ムを使用する。電子ビームでグラフト重合を開始するた
めには、γ線グラフト重合の場合よりかなり高い照射
率、すなわち、約10〜約108ラド／分の範囲またはそれ
以上の照射率にする。
（ｃ）照射率 一般に、γ線照射率を小さくすると溶液ポリマーの分
子量が大きくなる。それに対応して接触角も小さくな
る。上記のように、電子ビーム照射を使用する時は108
ラド／分またはそれ以上の照射率が実際的である。
（ｄ）溶液ポリマーの分子量： 分子量はプロセス条件、使用するモノマーとラジカル
抑制剤によって大きく変化する。事実、低分子量溶液ポ
リマー（Mvが5,000〜10,000程度）でも接触角の低い有
効なグラフト重量ができる。しかし、分子量Mvが5,000,
000以上の大きい溶液ポリマーはグラフト中にゲル化す
るため洗浄の問題から一般に不適である。
（ｅ）脱ガス： グラフト用溶液から吸引および／または不活性ガス
（アルゴンパージ）で酸素を除去することは全照射線量
を小さくするために重要である（実際のグラフトは0.1
メガラド未満の全照射線量で行う）。脱ガスはMwとモノ
マーの変換率（％）に大きく影響する。例えば、照射線
量が0.05メガラドでNVPの濃度が10％の場合、脱酸素操
作を行うことによってPP上にPVPがうまくグラフトする
（接触角15゜）。脱ガス操作を行わないと上記条件下で
はグラフトが起きない。基材ポリマーがPP、PVDFまたは
PDMSの場合にはグラフトで表面の親水性を変えるには脱
酸素操作を行うことが極めて重要である。これらの材料
を基材として用いた場合には、酸素の存在下ではグラフ
ト重合が不完全にしか起こらないことが知られている。
また、脱酸素操作を行うことはPMMA基材やPC基材の場合
にも好ましく、酸素の存在下でこれらポリマーをグラフ
トさせる場合と比較すると、はるかに少ない照射線量
（0.01〜0.15メガラド）で効果がある。
（ｆ）グラフトの厚さ： 厚さが100〜200Å未満のグラフト表面も非付着性かつ
親水性であるので有用ではあるが、このグラフト表面は
それより厚い被覆と比較すると、組織との接触による外
傷を減らす点では機械的な「柔らかさ」すなわちゲルの
程度が不足する可能性がある。平滑、均質かつ光学面が
光学的に透明で、迅速に水和する限り、大抵の用途で約
300〜500Å（0.03〜0.05μｍ）以上で50μｍ程度までの
厚さのグラフト被覆が好ましい。
膨潤溶媒を使用せず、しかも照射前に基材をモノマー
に長く接触させないで、好ましいプロセス条件で作った
場合の所望の特性を示すグラフト表面の厚さは約0.1〜
５μｍである。しかし、酢酸エチルなどの膨潤剤をPMMA
と供に用いた場合にはグラフトしたポリマーを100μｍ
以上の厚さにするのが好ましい。
用途によっては厚い20〜100μｍの「スポンジ状」の
被膜が好ましい場合もある。
（ｇ）フリーラジカル捕捉剤： 一般には還元剤であるCu+、Fe+2、アスコルビン酸等
のフリーラジカル捕捉剤は溶液中でのラジカル重合を抑
制することが知られている。従って、グラフト中に溶液
がゲル化するのを遅らせるのに都合がよい（特に、γ線
の照射線量が大きく、照射率が大きく、モノマーの濃度
が大きいとき）。しかし、実際のグラフト条件でフリー
ラジカル捕捉剤を用いると、溶液ポリマーの分子量が小
さくなり、未反応モノマー濃度が大きくなる。生体適合
性が最も要求される場所には金属塩を用いるのは好まし
くない。
最も好ましいグラフト条件ではラジカル捕捉剤は使用
しないが、水に可溶な本発明の親水性モノマーを用いて
グラフト被膜を得るための好ましい条件は、アスコビン
酸を用いてグラフト用ポリマー溶液の粘性を大きくして
ゲル化するのを抑制することである。この条件では高い
モノマー濃度（最大50％）を用い、膨潤溶媒として酢酸
エチル（0.5〜５％）を用いることによってより厚いグ
ラフト被覆が得られる。
（ｈ）膨潤溶媒： グラフト用モノマー水溶液中で基材ポリマーの溶媒を
用いるとγ線重合前および重合中のポリマーの膨潤とポ
リマー内へのモノマーの拡散が容易になる。モノマーが
基材内に侵入するとグラフト被覆が厚くなってモノマー
と表面の結合が促進される。酢酸エチルなどの溶媒を用
いるとPMMAに対する処理が極めて行い易くなることが分
かっている。
上記方法は従来法と比較して大幅に改良されている
が、各々の場合に最適な結果は、多くのプロセスパラメ
ータと条件との組み合わせを選択して得られる。
本発明方法によって親水性ポリマーのグラフト化方法
は大幅に簡単になり、表面のグラフト化率は大幅に強く
なる。本発明方法では表面を改質する基材をグラフト用
モノマー（またはモノマー混合物）またはグラフト用モ
ノマー（またはモノマー混合物）を約５〜約95％重量％
の濃度で含む第１の水溶液に、モノマーが基材表面に容
易に拡散するのに十分な時間および温度で予め浸漬させ
る。この予備浸漬段階を用いることによって膨潤用有機
溶媒を使用する必要がなくなる。膨潤用溶媒は完全に洗
浄しなければならないため、最終的な被覆操作が煩雑に
なる恐れがあり、また、基材ポリマーが亀裂または皺に
なる原因となる。
本発明のモノマー予備浸漬によって、基材中へのモノ
マーの拡散が制御され、最終的に生成する親水性グラフ
ト化ポリマーによる表面改質に対して表面下の相互浸透
性ポリマー構造とよばれるものが形成される。こうして
形成される表面下の相互浸透性ポリマー構造によって表
面の改質層の耐久性が向上する。モノマー予備浸漬はモ
ノマーの混合物を用いた場合にさらに改良される。すな
わち、予備浸漬用モノマーとして親水性モノマーを用
い、次にガンマー重合によるグラフト化操作で第２の親
水性モノマー用いるきが有利である。これはポリシロキ
サンの表面を変性させる場合に特に有利である。の場
合、第１のモノマーによる予備浸漬をジメチルアミノエ
チルメタクリレートなどのモノマーを用いて行い、その
後のγ線照射時には媒体として存在する水性ジメチルア
クリルアミド（DMA）を用いることによって柔軟性の高
いポリシロキサン構造上により安定で再現性のある親水
性表面が形成できる。
PMMAのような基材の場合は基材中にモノマーを最大限
拡散させるために、モノマーを約５重量％〜約50重量％
の濃度で含む第１の水溶液を用いて約25℃〜約60℃の温
度で約0.5時間〜約24時間またはそれ以上（最大約48時
間）の時間予備浸漬するのが好ましい。
基材表面がポリプロピレン（PP）、ポリフッ化ビニリ
デン（PVDF）、ポリカーボネート（PC）、ポリスルホン
（PSF）またはポリシロキサン（PDMSO）の場合には、モ
ノママー（単数または複数）または約５重量％〜約95重
量％のモノマー（単数または複数）を含む第１の水溶液
で、温度を約25℃〜約90℃で約0.5時間〜約24時間ある
いはそれ以上（最大約48時間）の時間予備浸漬してモノ
マーを基材表面に最大限拡散されるのが好ましい。
中性またはイオン性の親水性モノマーとNVPおよび／
まはHEMAとの混合物を用いてグラフト共重合体被膜を作
る場合には、混合物は混合物重合に対して約50重量％の
NVP、HEMAまたはこれらの混合物を含有することができ
る。しかし、HEMAがゲル化の開始を促進させることか
ら、ゲル化を防ぐためにはHEMAを20〜30％以上にしてモ
ノマー濃度を低くするのが望ましい。
一般に「最適」な方法は基材の分子構造と、グラフト
用ポリマーと、被膜の厚さとに依存する。一般に、極端
な溶液粘度およびゲルが生じるような条件または溶液に
よって基材に皺や亀裂が生じるような条件が避けるべき
である。例として、本発明のモノマーを用いて本発明方
法に従って各種ポリマー基材に改良されたグラフトを形
成させるための実際的な条件の代表的なものを挙げる。
（ａ）PP、PVDFおよびPDMSOまたはこれらを組み合わせ
たものにグラフトする場合に、基材をモノマー中に60℃
で４時間予備浸漬させた後約40％のモノマー水溶液を用
いて約0.15メガラドのγ線を約500ラド／分の照射率で
照射してグラフト重合する。
（ｂ）PMMA、PP、PVDFおよびPDMSOまたはこれらの組み
合わせにグラフトする場合には、40％のモノマー水溶液
に約60℃で４時間基材を予備浸漬させた後に約10％のモ
ノマー水溶液を用いて約0.15メガラドのγ線を約500ラ
ド／分の照射率で照射してグラフト重合する。
（ｃ）PMMA、PDMSOおよびPCまたはこれらの組み合わせ
にグラフトする場合には、40％のモノマー水溶液に約60
℃で12時間基材を予備浸漬された後に約10％のモノマー
水溶液を用いて約0.15メガラドのγ線を約500ラド／分
の照射率で照射してグラフト重合する。
下記実施例に記載のパーセントの値は全て特に記載が
ない限り重量％である。
γ線または電子ビームによる重合グラフトの接触角
（CA）およびその他の表面特性は、本発明方法で改良し
たグラフト化表面に残留する可溶性モノマーおよびグラ
フトしていないポリマーを室温または高温の水または水
−アルコールを用いて洗浄除去してから決定した。得ら
れたグラフト化ポリマーは安定で長期のインプラントと
して利用可能な永続性を有し、水性媒体には溶解しな
い。
グラフトで被覆すべき機器、装置などは使用を容易に
するためにPMMA、PP、PUR、PVC、PTFE、PVDE、PCまたは
PDMSで作ることができるということは当業者に理解でき
よう。また、その材料の少なくとも一部の表面を改質し
て特性を改良したグラフトポリマーでもよいことは当業
者に理解できよう。本発明を実施する上で有用な中性ま
たはイオン性の水に可溶な親水性モノマーの例としては
下記のものを挙げることができる。
実施例１ PVP（ポリビニルピロリドン）のグラフトは眼球組織
などの組織の摩擦による損傷の発生率を大幅に低下さ
せ、接着とレンズ上皮細胞の拡散を軽減する。その親水
性と優れた生体適合性に加えてアニオン性の表面が上皮
細胞の拡散を防いで繊維形成を阻害するという優れた性
質を示す。本実施例では、PMMA表面上にアニオン性ビニ
ルモノマーをγ線照射でグラフトさせることによってこ
れまで得られたことのない表面組成物を形成させること
ができる。さらに、異なる機能を有するアニオン性モノ
マーと中性モノマーとの組み合わせを含む多成分グラフ
トを調製した。各モノマーまたはモノマーの組み合わせ
に適した実験条件の範囲を具体的に示す。
PMMAの表面改質ではメタクリル酸（MAA）、メタクリ
ル酸ナトリウム（SMAA）、Ｎ−ビニルピロリドン（NV
P）、ビニルスルホン酸ナトリウム（SVS）およびスチレ
ンスルホン酸ナトリウム（SSS）をグラフト共重合し
た。MAAとNVPは減圧蒸留で精製した。SVSはメタノール
中で再結晶化させた。
予備浸漬を行う場合にはモノマー濃度と組織、時間お
よび温度を表１に示すように種々変化させて行った。予
備浸漬後、減圧および／またはアルゴンパージによって
脱気した低濃度のモノマー中に基材を入れ（必要に応じ
て）、60Co源からのγ照射に曝した。γ線照射によるグ
ラフト終了後、サンプルを蒸留水で洗浄した。このサン
プルを乾燥し、接触角測定、XPSおよび重量分析で特徴
を調べた。
実施例２ いくつかのモノマーは、低照射量条件では容易にグラ
フト重合しない。「予備浸漬法」によって、スルホン化
ビニルモノマー（KSPAおよびAMPSA）およびその他のビ
ニルモノマー（AM、DMA、PEGMA）のグラフト重合が促進
されることが分かった。本実施例では、最初にモノマー
を用いた予備浸漬を行うより効果的なグラフト化表面改
質法を説明する。
図１はPMAA−ｇ−PMMAグラフトのFTIR/ATRスペクトル
を示す。PMMAのエステルカルボニル基のピークの肩部分
にPMAAカルボニル基のピークが見られる。
実施例３ メタクリル酸ナトリウム（SMAA）は低照射量ではPMMA
上に容易にグラフト重合しない。SMAAとNVPを同時に重
合させることによって低照射量でもSMAAのグラフト重合
が促進されることを明らかにする。
KSPAはγ照射によって容易に重合するが、親水性表面
に比べて疏水性表面にはグラフトし難い。これはおそら
く基材と溶液との間の境界面と界面エネルギーが高いた
めと思われる。20％のKSPAを用い、照射量を0.15メガラ
ドとして行ったPMMAの表面改質で接触角の値は45゜にな
った。NVP/PMMAのグラフト系（すなわち40％NVP/60℃/4
時間）を用するとグラフト化収率は大きく上昇した。下
記の表に示す接触角のデータ（21゜）は高い親水性を有
する表面が表面が得られることを示している。
実施例４ 重量分析と接触角測定から、40％のNVP中に60℃で４
時間基材を予備浸漬させてから10％のAMPSA溶液中でγ
照射することによってAMPSAのグラフト化が促進される
ことが確認された。KPS分析（図２）の結果、PAMPSAの
元素化学量論と一致する相対強度を持ったS2pピークとN
1sピークが現れることからPMMA上にPAMPSAが効果的にグ
ラフトしていることが証明される。
実施例５ 溶液中での重合は比較的容易であるが、AMとDMAをγ
線照射でグラフト化する場合の問題点は溶液中での単独
重合の開始が早いということである。基材表面上にモノ
マーが拡散するためのエネルギーバリヤを低下させて境
界面を変化させる方法でもPMMAのような各種疏水性基材
へのAMおよびDMAの放射線照射によるグラフト化が促進
されることが分かった。すなわち、60゜のNVP中に４時
間予備浸漬してから照射することによってAMとDMAのグ
ラフト化が促進された。PMMA上にAMがグラフトしたこと
を示す明らかな証拠がFTIR/ATR分析によって示された
（図３）。この図では1661cm-1に強いカルボニルピーク
が見られ、カルボニルピーク上の肩の部分の1550cm-1に
もう１つ別のビークが見られる。1550cm-1の吸収バンド
はＮ−Ｈの曲げ振動とＣ−Ｎの伸び振動の組み合わせに
よって生じる。さらに、3350cm-1には−NH2の伸びに起
因する強くて広い吸収バンドが見られる。同様に、PDMA
−ｇ−PMMAのFTIR/ATRスペクトル（図４）でも、1640cm
-1の位置にPDMAの第３級アミド基に起因する強い吸収が
見られる。
PAM−ｇ−PMMA表面およびPDMA−ｇ−PMMA表面はいず
れもXPS分析でこれらＮ含有表面改質の特徴である比較
的強いN1sピークを示す（図５および６）。
実施例６ ポリエチレングルコール（PEG）は血液および組織に
対する生体適合性が良いといわれている中性の親水性ポ
リマーである。ビニル基を有するPEGとメトキシポリエ
チレングリコールモノメタクリレート（PEGMA）が１段
階の放射線グラフト化法および予備浸漬法の両方で説明
したPMMA、その他の各種ポリマーの表面を改質させるこ
とが分かった。種々のPEG分子量（500〜10,000ダルト
ン）を有するPEGMAが特にグラフト化に有利である。本
実施例では、分子量1000のPEG鎖に相当するPEGMA−1000
を使用した。
図７はPEGMA−ｇ−PMMAの典型的なFTIR/ATRスペクト
ルを示す。PEGMAに関して予想されるIR吸収はエーテル
基では1000−1200cm-1領域にあって、1100cm-1領域にあ
るエーテルピークは1725cm-1のエステルピークに比べて
はるかに強い。FTIR/ATRによってさらに、PEGMAがPMMA
上に効果的にグラフトしていることを示す明らかな証拠
が得られる。
実施例７ シリコン（PDMS）へのPSSA−co−PVPのグラフト化をS
SAとNVPとをコモノマーとして用いることによって 非常に特性のはっきりしたポリシロキサン表面改質が得
られる。
PDMSサンプルをエタノール中で45分間、２回に渡って
超音波処理した後、60℃で５時間乾燥した。NVPとSSAと
の比率に応じてモノマー濃度は40％〜25％にした。照射
する前にアルゴンを用いてサンプルを脱気した。照射量
は0.05メガラドから0.2メガラド（照射率は701ラド／
分）にした。
予備浸漬は100％のNVP中で25℃で24時間行った。非常
に親水性の高いグラフトが得られ、気泡を用いた接触角
分析およびXPS分析で特徴付けられた。
実施例８ 本発明方法を用いてPMMAまたはその他のポリマー基材
上にSSA/NVPを放射線照射で容易にグラフト重合させる
ことができる。PMMAサンプルを0.1トリトンＸ−100/蒸
留水中で30分間、２回超音波洗浄した後、蒸留水で20分
間、４回洗浄し、さらに60℃で10時間減圧乾燥した。ス
チレンスルホン酸（SSA）のナトリウム塩とNVP（減圧蒸
留したもの）をコモノマーとして水溶液の状態で使用し
た（NVP/SSA比＝1:1）。合計のモノマー濃度は30％であ
る、照射量および予備浸漬（コモノマー溶液中、室温）
の時間を変化させる。XSPの結果からグラフト化が分か
る。接触角は30％以下であった。
実施例９ アニオン性ポリ（スチレンスルホン酸ろ）（PSSA）を
PMMA上にグラフトさせた。PMMAの板を0.1％のトリトン
Ｘ−100水溶液を用いて30分間×２回、その後蒸留水を
用いて20分間×４回、超音波処理し、続いて60℃で少な
くとも10時間減圧乾燥させた。放射線グラフト化に用い
たモノマー水溶液は、20％SSA、30％SSA/NVP（比率2:
1）、40％SSA/NVP（比率1:1）である。アルゴンを用い
てサンプルを脱気し、その後照射した。照射量は0.15メ
ガラド（照射率は701ラド／分）にした。気泡を用いた
接触角を測定し、XPS分析での表面の特性を決定した
（図９）。
XPS分析の結果、PSSAが表面にグラフトしていること
が明らかに示された（図８および図９）。
実施例10 上記実施例に記載の条件を用いて眼内レンズ（IOL）の
表面を容易に改質することができる。ウサギの目に移植
して最長１年間試験を行った結果、本発明のモノマーお
よび操作条件でγ線照射重合で表面改質した親水性IOL
眼内インプラントは優れた生体適合性を有することが示
された。例えばDMA、PEGMAおよびKSPAを用いて表面改質
したシンスキー型037J−ループレンズ（Sinskey−style
−037 J−loop lenses）（PMMA視力レンズ/PP角膜レン
ズ）をニュージーランドホワイトラビットの前眼房に移
植し、一体型の柔軟なPMMA角膜用IOLを後眼房に移植し
たところ、優れた生体適合性が確認された。予備浸漬を
用いた改良方法の操作条件がIORの表面改質は好まし
い。
周期的スリットランプによる眼球の検査、一年後の組
織病理学的検査およびレンズを取出して行った顕微鏡検
査の結果、本発明に従ってグラフト改質した親水性で中
性およびイオン性ポリマー表面は（グラフトによる改質
を行わないコ対照のPMMAレンズに比べて）優れた生体適
合性を示した。
実施例11 この実施例では、角膜内皮細胞への付着力および細胞
への付着力を測定することによってγ線照射でグラフト
変性した親水性表面は組織への付着力が小さくなるとい
うきわめて好ましい効果があることを証明する。この付
着力は、グラフト化で変性した本発明の親水性面によっ
て生体適合性が向上し組織に対する刺激またはダメージ
が最小限に抑えられることを示す上で重要なファクター
である。
相互に接触したポリマーと組織表面との間の付着力
（mg/cm2）を測定するための装置を用いて、ウサギの角
膜上皮細胞とポリマー表面との間の付着力を測定した。
PMMAおよびインプラントを適するその他の疏水性ポリマ
ーすなわちシリコン、ポリプロピレン等について測定さ
れた付着力の値は約250〜400mg/cm2であった。好ましい
処理条件の下でγ線照射でグラフト変性した親水性表面
の付着力ははるかに小さく、その値は150mg/cm2未満で
あり、100mg/cm2より小さいことも多い。その結果SEMに
よって測定される内皮細胞に対するダメージが大幅に軽
減される。つまり疏水性PMMA、シリコン等では約50〜80
がダメージを受けるのに対して、好ましい条件のもとで
本発明のモノマーを用いてγ線照射でグラフトさせた表
面については20％以下がダメージを受けるだけである。
また、γ線照射でグラフト変性させた本発明による親
水性表面の細胞付着力が大きく低下することは、ウサギ
の水晶体上皮細胞（LE）の生きた培養細胞中にこの表面
曝すことでも証明することができる。試験によると、表
面改質された疏水性ポリマー基材に比べてPMMAには２〜
４倍の細胞が付着することが示される。好ましい操作条
件で調製されたグラフトが示す付着力は多くの場合1mm2
にあたりの細胞数にして０〜１であるのに対し、疏水性
の医療用ポリマーでは1mm2に付き10〜25個の細胞が付着
する。
実施例12 本実施例は、アニオン性またはカチオン性のモノマー
を用いた本発明の親水性モノマーのグラフト共重合方法
を具体的に示すものである。ここではNVP、DMAまたはPE
GMAとイオン性モノマーを用いる。
DMAまたはPEGMAと共重合されたジメチルアミノエチル
アクリレートを用いて、接触角が20゜未満のカチオン性
グラフト被膜を作製する。PMMAまたはその他の器具のポ
リマー基材上にNVPまたはPEGMAとのアニオン性グラフト
共重合体を作製するために、さらにスチレンスルホン酸
（SSA）を用いる。例えば、スチレンスルホン酸ナトリ
ウム塩（NaSSA）を用いて、シリコンにNVPを加えて親水
性の高いアニオングラフト共重合体（PDMS）を形成し
た。PDMSサンプルをエタノール中で超音波処理して洗浄
し、減圧下で乾燥させてから、モノマー水溶液中で照射
を行った。表19は、約700ラド／分の照射率で作製した
グラフト表面のグラフト条件、モノマー濃度および接触
角をまとめて示したものである。
表18に示すように、0.05メガラドという比較的低い全
照射量を用いた条件であっても、合計40％のモノマーと
50％のアニオン性NaSSAコモノマーを用いることによっ
て高い新水性を有する（接触角17゜）アニオン性グラフ
トが得られる。
実施例13 FEPテフロンより成る静脈カテーテルポリマーのDMAまた
はPEGMAにより親水性表面改質 FEPテフロンは、静脈用カテーテル等、数多くの医療
器具に用いられるフルオロカーボンポリマーである。こ
れは非常に疏水性が強く、接触角が95％以上で、ウサギ
の角膜内皮細胞を用いた試験管内試験で示されるよう
に、組織と接触すると強い付着性を示す、組織に対して
深刻なダメージを与える。つまり付着力は約250mg/cm2
で30〜50％の細胞が破壊される。DMAまたはPEGMAを用
い、下記の操作によってFEPテフロンのフイルムの表面
を改質し、接触角が30〜40゜以下で組織に対する付着力
が低く、さらに組織損傷率が20％以下の親水性表面を作
製する。例えば、20％のモノマー水溶液にFEP.フイルム
を浸漬させ、0.10〜0.20メガラドのγ線を照射すること
によって、接触角が35゜未満の親水性グラフト表面が得
られる。FEP製の静脈カテーテルは、本発明の材料およ
び方法を用いて表面を親水性に改質することによって、
より優れた表面特性を示すようになり、痛みおよび挿入
時に加わる力が低下し、血管内皮のダメージが軽減さ
れ、血液との親和性が向上し、さらに病原体を付着させ
る危険が減少し、それに伴なって感染症の危険が軽減さ
れる。中心静脈カテーテルおよび心臓カテーテルも上記
の方法で有利に表面を改質される。その他のフルオロカ
ーボンポリマーより成るカテーテル（例えばPTFE）も同
様に上記の親水性表面改質によって改良される。
フルオロカーボンポリマーの表面を親水性に改質する
ためのγグラフト法のさらなる改良は、ナフタレンナト
リウム等の脱フッ素化剤を用いて表面を予備処理するこ
とによって達成される。例えば、PTFEをほんの30秒〜60
秒間ナフタレンナトリウム溶液に曝してからDMAまたはP
EGMAをγ線照射でグラフト化させると、10％のモノマー
溶液を用いて0.1メガラドの照射を行った場合、得られ
るグラフトは予備処理を行わない場合に比べて湿潤性に
優れ、接触角度30゜を示す、HEMAとの共重合体は、モノ
マー濃度１％、γ線照射量0.01メガラドで、親水性のグ
ラフトを与える。
実施例14 多孔質PTFEより成る血管グラフト（GoretexR）のγ−PV
P法を用いた親水性表面改質 多孔質PTFEより成る血管グラフトをアセトン、アセト
ン／水／モノマー溶液に予備浸漬させた後、モノマー水
溶液（一般的には10％のPEGMA、５％のアセトン、85％
の水）に浸漬させた状態で、γ線源を用いて合計照射量
0.02〜0.15メガラドを照射した。水で十分に洗浄した
後、PTFEは改質された親水性表面を有し、接触角が大き
く減少した（改質前の98℃が改質後の表面グラフトでは
約25゜になる）。親水性ポリマーのグラフト化に必要な
ごく低量のγ線照射では、フルオロカーボンポリマー基
材の機械的特性は実質上変化しない。走査電子顕微鏡に
よって表面改質はPTFEの多孔構造にほとんど影響を与え
ないことが示される。
こうして得られる表面改質された親水性のPTFEおよび
多孔質の血管グラフト材料は血液との親和性が改良され
る。この特性は径の小さい血管グラフトや、血液と接触
するその他のインプラントや器具例えば心臓弁、心室補
助装置、人工心臓、血管カテーテルおよびペーサーのリ
ードで特に重要である。
本発明で使用する非常に低い照射量は、PTFE基材全体
の特性に影響を与えず、水性の重合用媒質に少量のγ線
を照射することによって薄い均一な親水性表面改質膜が
でき且つ基材の構造および物理的特性すなわち多孔質血
管グラフトに用いられPTFE材料の孔構造が保持できる。
実施例15 EFPテフロンへのDMA−HEMA共重合体のγ線照射によるグ
ラフト化 FEPテフロンへのDMA−HEMA共重合体のγ線を用いたグ
ラフト化はDMA:HEMA比が9:1および8:2の時に効率的であ
り、10％のモノマー溶液に0.05〜0.1メガラドの照射を
行うことにより、非常に親水性の高い表面改質が得られ
る（接触角は30゜またはそれ未満）。表面を親水性に改
質されたFEPテフロンより成る静脈カテーテルが上記方
法によって容易に製造でき、得られるカテーテルは挿入
に加わる力と痛みが少なく、例えば感染症、静脈炎、凝
結等の静脈カテーテルの合併症を引き起こす危険が少な
い。
実施例16 ポリウレタン表面改質 ポリウレタン（PUR）は医療用器具およびインプラン
ト、特に静脈用カテーテル、ペーサーリード、血管グラ
フトおよび人工心臓といった用途においてますます重要
なポリマーになってきている。PURは通常シリコンまた
はフルオロカーボよりもいくらか親水性があるが、一般
には、より高い親水性を有するグラフト共重合体を用い
た本発明の表面改質のような低い組織付着性および低い
組織損傷性を示すものではない。本発明のモノマーおよ
びγ線照射による表面改質方法を用いることにより、医
療用器具およびイプラントのためのより優れた表面特性
が得られる。
例えば硬度55ジュロメータのポリウレタンポリエーテ
ルブロック共重合体のフイルム（Pellthane 5365）に、
酸素を脱気した10％のPEGMA水溶液中で0.1メガラドのγ
線を照射して親水性が大きく改良された表面を作る。改
質前の接触角54゜が表面改質後のPURでは30゜未満まで
低下する。試験管内での内皮接触損傷試験によって得ら
れる結果は、PURでは細胞損傷率が平均60％以上である
のに対して、親水性に表面改質されたものでは20％以下
となる。このPURの表面特性の向上は、生体適合性に乏
しいとが多い硫酸バリウム等の添加物を含む一般的な放
射線非透過性のPUR配合物について特に重要である。
例えば12％のBaSO4を含む典型的なPUR（Pelltane）配
合物は非常に高い内皮接触損傷率（80％）を示すが、こ
の値は本発明の親水性ポリマー表面改質を行うことによ
って大幅に低下する（＜30％）。
多くの従来型医療用ポリマーは一般にＸ線検査を可能
にするためにバリウムまたはビスマスの放射線不透過性
化合物（例えばBaSO4）が充填されており、これによっ
て表面による組織の損傷がより起こり易くなる。本発明
方法による表面改質は特にこのような放射線不透過性の
ポリマー組成物に平滑で組織保護力に優れた生体適合性
の高い表面を与える点で有用である。
実施例17 親水性に表面改質されたPMMAコンタクトレンズ この実施例では、従来型のハード（PMMA）コンタクト
レンズを親水性ポリマーで表面改質して得られる有利な
組織保護特性を具体的に示すものである。そのようなコ
ンタクトレンズは通常刺激性で外部角膜上皮を擦傷す
る。PMMAコンタクトレンズを、PEGMAまたはDMAのモノマ
ー水溶液（通常10％）に浸漬させ、照射量0.1メガラド
でγ線グラフト重合させることによって表面を改質す
る。生成する透明な親水性グラフト膜によってコンタク
トレンズの表面は水に対して湿潤性となり（接触角30゜
未満）、上皮細胞に付着しなくなり、それによって上皮
に対する擦傷および刺激が少なくなる。本発明による各
種のモノマーおよび改良方法を用いて、特定の患者のニ
ーズに合わせて表面改質膜の厚さが制御されたコンタク
トレンズを製造することができる。
実施例18 親水性に表面改質されたシリコンソフトコンタクトレン
ズ シリコン製ソフトコンタクトレンズはその機械的柔軟
性および優れた酸素透過性のために広く利用されてい
る。しかし、シリコンは通常疏水性であり、水に対して
湿潤性ではなく、敏感な角膜上皮組織に付着したり、擦
傷する危険性がある。多くの種類のシリコンコタクトレ
ンズは湿潤性を高めて上記の問題を最小に抑えるために
酸素プラズマによって適切に表面処理されている。しか
し、この種の表面酸化の組織保護効果は低く、通常水性
媒質中では持続性がない。大抵の場合２〜３週間でシリ
コン表面から親水性が失われ、湿潤性が低下する。これ
に対して本発明による親水性のポリマー表面グラフトは
表面に永久に化学結合し、無期限に優れた湿潤性を持続
させる。さらに、角膜上皮と接触した場合に非付着性、
潤滑性、組織保護特性を示し、それによって擦傷および
刺激を最小限に抑える一方でポリシロキサンの持つ好ま
しい光学特性、機械特性および酸素透過性を維持するこ
とができる。
市販のシリコンコンタクトレンズはAM、DMA、PEGMAお
よびイオン性モノマーを用いて本発明で容易に表面処理
される。一般に、10％のモノマー水溶液中でシリコンコ
ンタクトレンズに0.1メガラドのγ線を照射して、接触
角が35゜未満の親水性表面改質を得られる。この表面改
質は水性媒質中で安定で、角膜上皮に刺激がはるかに少
ない。ある種のイオン性改質によって蛋白質、脂質およ
びバクテリア吸着といった合併症を引き起こす危険が少
なくなる。
実施例19 表面を親水性に改質した器官内チューブおよびカフ 器官内チューブおよび器官切開シューブは一般にシリ
コン、ポリウレタン、フルオロカーボンポリマーおよび
塩化ボリビニルで作られている。これらの中空管デバイ
スに取付けるバルーンやカフスは挿管中に膨張されるも
ので、一般にはラテックスゴム、ビニルまたはシリコン
ポリマーで作られる。これらデバイスを使用する上での
臨床上の大きな問題点は、気管の繊毛細胞が剥離し、カ
フにより圧力、刺激および吸着によって気管が深刻な損
傷を受けるという点にある、術後感染は、気管チューブ
カフスによって損傷または剥離された気管内の領域に病
原菌が付着して起きる。本発明方法によってチューブお
よびカフスの表面を親水性ポリマーで改質することによ
って、これらデバイスを大幅に改良し、敏感な気管組織
の接触による擦傷と吸着を最小限に抑えることができ
る。
シリコンカフを実施例18の方法でPEGMA−HEMA（10:
1）を用いて改質した。得られた親水性カフは組織への
吸着が顕著に低下し、疏水性ポリシロキサンカフスと比
べて気管への刺激および損傷が軽減した。同様にラテッ
クスゴム製のカフを、実施例18の方法に従ってγ線グラ
フトPVPで改質した。得られた親水性カフは通常の疏水
性ラテックスゴムカフに比べて敏感な気管組織への吸着
が少なく、チューブ挿入時に気管に与える刺激も軽減さ
れた。
実施例20 フォーリーカテーテル管とバルーン表面の親水性改質 フォーリーカテーテルチューブとバルーンは尿道への
カテーテル法に使用されるもので、通常は実施例19に記
載の気管内チューブおよびカフスと同様の疏水性ポリマ
で作られている。このデバイスによって起こる臨床上の
合併症は、疏水性カテーテルの組織への吸着および表面
の損傷と、病原菌、蛋白、ミネラルの表面付着に起因す
る組織刺激、感染および皮殻形成である。シリコンおよ
びフルオロカーボンポリマーはミネラル堆積および皮殻
形成が起きにくい傾向にあるが、これを親水性ポリマー
で表面改質することにより、組織刺激、感染および皮殻
形成に対する抵抗性は強化される。
シリコン製のフォーリーカテーテルを実施例18の方法
に従ってDMA、PEGMAおよびイオン性共重合体で改質し
た。得らた親水性表面改質を有するカテーテルは、改質
前のシリコンよりも組織への吸着性が弱く、皮殻径も減
った。本発明の利点を有する別の例では、ラテックスゴ
ムバルーンを付けたフォーリーカテーテルを上記のモノ
マーを用いて表面改質する。その結果得らてた親水性表
面は感染を起し難く、皮殻形成の危険性も少なくなっ
た。
実施例21 手術用手袋およびスポンジの表面の親水性改質 手術用のラテックスゴム手袋は疏水性表面特性を示
し、敏感な組織表面に吸着し易いため、全ての手術にお
いて組織損傷を起し易い。組織損傷の結果、感染および
手術に起因する癒着等の術後の合併症が増加する。手術
用手袋の表面を親水性に改質することによってラテック
スゴムの組織の吸着を減らし、手袋ーとの接触によって
起きる手術中の組織損傷の危険性を少なくすることがで
きる。ラテックスゴム手袋は本発明の方法で親水性AMま
たはDMA表面を用いて改質する。本発明方法は必要とす
るγ線量が非常に少ないため、放射線に弱いラテックス
ゴムの機械特性を損なうことなしに親水性ポリマーのグ
ラフト化を行うことができる。本発明方法で得られる手
術用親水性ラテックス手袋は手術中に接触する敏感な組
織、例えば腹膜、心膜等の吸着および損傷が少ない。
手術中に使用される手術用スポンジおよびガーゼも組
織吸着および擦傷によって組織を損傷する。スポンジお
よびガーゼは通常木綿、ポリエステル、セルロース材料
およびポリウレタン製である。これらの天然または人工
ポリマは全て本発明方法および材料で親水性表面へ改質
するのに適している。典型例では木綿のガーゼスポンジ
を10％のモノマー水溶液を用いて照射量0.1メガラドでP
EGMAをγ線グラフトさせて表面改質する。これによって
スポンジ表面は親水性になり、スポンジの構造および機
能を変化させずに、手術操作中の組織への吸着を抑える
ことができる。
実施例22 シリコン製乳房用人工装具表面の親水性改質 乳房用人工装具は通常疏水性ポリシロキサン外皮や膜
に空気、 水またはシリコンゲルまたは液体を封入したものであ
る。この種の軟質組織の人工装具での主要な合併症は組
織とインプラントとの界面で起こる刺激および炎症であ
り、その結果、インプラントの周りに硬い繊維質の被膜
が形成される。この繊維質の被膜は人工装具の生体適合
性を著しく損い、ひどい場合には組織の壊死、インプラ
ントの排除および消失につながることもある。本発明方
法でシリコン表面の親水性を改質すると、インプラント
による組織の刺激および擦傷が減り、繊維質被膜形成を
引き起こす危険性のある湿潤細胞の吸着が減少する、シ
リコンバッグ／シリコンゲルよりなる乳房用人工装具の
表面を、実施例18の方法に従って親水性のPEGMAまたはD
MAグラフトで親水性に改質するか、好ましくは予備浸漬
法を用いて最初にPVPをグラフトさせてからPEGMAをグラ
フトさせてから親水性に改質する。得られた親水性の人
工装具表面は普通のシリコンに比べて組織または細胞へ
の吸着が弱いため、生体適合性が高く、周囲に硬質の繊
維質被膜形成が起き難い。
実施例23 炭素繊維強化ポリカーボネート製手術用機器表面の親水
性改質 各種の親水性の構造ポリマーで作られたプラスチック
手術用機器は高品質−低コストの使い捨て機器として次
第に多く使用されるようになっている。この種のプラス
チック複合材料は組織への吸着が強く、外傷を起し易
い。本発明の親水性表面改質法によって組織保護特性が
向上する。医療機器で利用されるプラスチック素材の中
で繊維強化複合材料（剛性および機械的強度を与えるた
めのガラス、カーボおよび硼素の繊維を含む）は最も重
要なものである。眼科用インプラントを外科的に挿入す
るための炭素繊維強化ビスフェノール−Ａポリカーボネ
ート製のマイクロサージャリー用ピンセットは、本発明
によって大幅に改良される手術用機器の一例である。炭
素繊維強化ポリカーボネート製機器は実施例２のポリカ
ーボネート用の方法を用いて、AMまたはDMAで容易に表
面改質することができる。得られた機器表面は脆い眼組
織と接触した時の繊維への吸着および損傷が少なく、表
面改質したプラスチック器具はプラスチック製の眼科用
インプラントの表面を傷つけたり損傷する危険が少な
い。
実施例24 眼科手術で使用されるシリコン製灌注／吸引（I/A）具
の表面親水性改質 眼科手術ではゴミを取り除くために目に灌注溶液を注
入し、液体を吸引する装置I/Aを使用する。このI/Aでは
シリコンチップを使用するのが一般的である。このI/A
は目の前方および後方小室内で操作されるため、脆弱な
組織と接触することになる。疏水性シリコンで作られた
器具は組織と接触した際に組織をひどく損傷することが
あり、眼科手術の成功を妨げる危険性がある。
シリコンのI/Aチップを本発明の方法でDMAおよびDMA
−HEMAで表面改質した。得られた親水性ポリマ表面は組
織への吸着が少なく、手術中に敏感な組織と接触しても
損傷の危険性は低い。
実施例25 ポリウレタン人工心臓の親水性表面改質 体外心臓補助装置および人工心臓装置等のインプラン
トは一般にセグメント化した繊維強化ポリエーテルポリ
ウレタンで作られているが、この材料は凝血性が強いた
め、凝血合併症を起こすことがあり、そのため使用が大
きく制限されている。この材料で作られた装置の表面を
親水性ポリマグラフトで改質すると、血液細胞および血
小板の吸着および活性化が低下し、フイブリノーゲンの
吸収が弱くなり、凝血を起し難くなり、装置およびイン
プラントの使用時間を長くすることができる。ポリウレ
タンジャルビック７型人工心臓は実施例18の方法でPEGM
Aを用いて容易に表面改質される。本発明の方法では装
置全体をモノマー溶液に浸漬し、放射線を構造全体に浸
透させるので、基材が均一に活性化され、制御下に表面
のグラフト重合を開始させることができる。従って、人
工心臓等の不均一で複雑な構造物の表面を均一に改質す
るのに特に適している。
実施例26 ポリ塩化ビニルカテーテル表面の親水性改質 PVCはカテーテル、血液チューブ、血液バッグ、その
他多くの医療器具で広く使用されている。この樹脂の配
合物は疏水性で有害な組織吸着と細胞吸着を起こす。新
水性表面改質は血液および組織適合性の向上の上で有用
である。この樹脂の配合物は多量の可塑剤（ジオクチル
フタレート）を含むことが多いのでγ線グラフトにより
表面改質の前に、適当な溶媒、例えばアセトン水溶液で
洗浄して表面の可塑剤を抽出するのが好ましい。アセト
ン水溶液で洗浄した後、PVCの血管カテーテルを脱気し
た10％NVP水溶液に浸漬して0.1メガラドを照射して親水
性PVPグラフトを形成する。このグラフトによって血管
内皮と接触した時の内皮の損傷が少なくなり、改質前の
PVCと比べて凝血性が低くなる。
実施例27 材料を組み合わせた医療用器具の親水性グラフト化 本発明の一つは重要な特徴は一定のグラフト化条件を
用いることによって複数の材料を組合せて作った医療器
具の表面の改質することができるという点にある。従っ
て、材料を組合せて作った医療器具の１段階のグラフト
化操作で表面グラフト化して生体適合性の高い表面にす
ることができる。すなわち、PMMA、PCPUR、フルオロカ
ーボン、PP、PDMSO、その他のポリマーを組合せた材料
を本発明条件下でグラフト化することができる。いくつ
かの材料の組合せと、より良いPEGMAまたはDMAグラフト
を得るための相互グラフト化条件を以下に示す。
PMMA/PPおよびPMMA/PVDF PMMAとPPとを、脱気条件下で10％のモノマー溶液中で
157ラド／分で0.05メガラド照射してγ線グラフト化
し、接触角が25゜以下の機械的に安定なグラフトを得
る。脱気を行わない場合にはPPの表面グラフト化に酸素
が悪影響を及ぼすため類似の条件下でPPがPMMAに効率良
くグラフト化しない。PVDF表面のグラフト化の場合も酸
素脱気条件が有利である。脱気を行った10％のモノマー
水溶液に157ラド／分で0.05メガラドを照射するとPMMA
とPVDFとの両方に良好な親水性グラフトが得られる。
PC/PPおよびPC/PVDF 本発明のモノマー溶液を脱気し、類似の予備浸漬を加
えたγ線照射条件で照射率を157メガラド／分、照射量
を0.05〜0.1メガラドとしてPCとPPをグラフトさせる。
図面の簡単な説明 図１〜９はポリマーの構造を変えた本発明の各種グラ
フト重合被膜のスペクトルを示すグラフである。
フロントページの続き (51)Int.Cl.6 識別記号 ＦＩ // Ａ６１Ｆ 2/16 Ａ６１Ｆ 2/16 (72)発明者 ヤヒアウイ，アリ アメリカ合衆国 32611−2066 フロリ ダ ゲインズヴィル ユニヴァーシティ オブ フロリダ ディパートメント オブ マテリアルズ サイエンス アン ド エンジニアリング カレッジ オブ エンジニアリング ルーム 317 エ ムエーイー (72)発明者 メンタク，カハリッド アメリカ合衆国 32606 フロリダ ゲ インズヴィル ナンバー ビー２ サウ スウエスト ナインティーンス アヴェ ニュー 3539 (56)参考文献 特開 平１−15057（ＪＰ，Ａ) 特開 平１−2644（ＪＰ，Ａ) 国際公開92／5695（ＷＯ，Ａ１) (58)調査した分野(Int.Cl.6，ＤＢ名) A61L 33/00 A61L 27/00 A61L 31/00 C08J 7/18 G02C 7/04 A61F 2/16

Claims (13)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】人間または人間以外の動物の生きた組織と
    接触するプラスチック製品の表面上に下記： （１） 中性またはイオン性の水溶性の親水性モノマー
    （ただし、Ｎ−ビニルピロリドン、２−ヒドロキシエチ
    ルメタクリレートは除く）またはその塩、 （２） 上記モノマーの混合物、または （３） （１）または（２）と、Ｎ−ビニルピロリド
    ン、２−ヒドロキシエチルメタクリレートおよびこれら
    の混合物で構成される群の中から選択される一種のモノ
    マー全重量に対して50重量％未満の割合で含む混合物 をγ線または電子ビーム照射重合で化学的にグラフトさ
    せて上記表面上に親水性のグラフトポリマー被膜を形成
    させるプラスチック表面を改質するための方法であっ
    て、 γ線または電子ビーム照射によるグラフト重合を水溶液
    中で下記条件下で行うことを特徴とする方法： （ａ） モノマー濃度を0.1〜50重量％にし、 （ｂ） γ線または電子ビームの全照射量を0.001〜0.5
    0メガラドにし且つ （ｃ） γ線照射率を10〜2,500ラド／分とするか、γ
    線照射率に相当する電子ビーム照射率を10〜108ラド／
    分とする。
  2. 【請求項２】下記（ｄ）〜（ｇ）の１つまたは複数の条
    件をさらに含む請求項１に記載の方法： （ｄ）グラフト重合溶液から遊離酸素を実質的に除去す
    る、 （ｅ）ポリマー被膜の厚さを100Å〜100μｍに維持す
    る、 （ｆ）グラフト重合水溶液に遊離ラジカル捕捉剤を添加
    する、 （ｇ）グラフト重合水溶液にプラスチック表面を膨潤さ
    せる溶媒添加する。
  3. 【請求項３】モノマーをアクリルアミド、ジメチルアク
    リルアミド、ポリエチレングリコールモノメタクリレー
    ト、ヒドロキシプロピルアクリルアミド、メタクリル
    酸、スルホプロピルアクリレート、スチレン−スルホン
    酸、２−アクリルアミド−２−メチル−１−プロパンス
    ルホン酸、ビニルスルホン酸、ジメチルアミノエチルメ
    タクリレートおよびこれらの混合物と塩で構成される群
    の中から選択する請求項１または２に記載の方法。
  4. 【請求項４】重合段階の前にプラスチック表面を上記の
    モノマー（１）または（３）の少なくとも一方あるいは
    モノマー濃度が５〜95重量％であるモノマー（１）また
    は（３）の少なくとも一方の第１の水溶液に予備浸漬さ
    せる段階を含み、この予備浸漬がモノマーをプラスチッ
    ク表面中に拡散させるのに十分な温度および時間条件で
    行われる請求項１または２に記載の方法。
  5. 【請求項５】予備浸漬段階を25℃〜90℃の温度で0.5時
    間〜48時間を行う請求項４に記載の方法。
  6. 【請求項６】プラスチック製品が眼科用インプラント材
    料である請求項１〜５のいずれか一項に記載の方法。
  7. 【請求項７】プラスチック製品が手術用機器である請求
    項１〜５のいずれか一項に記載の方法。
  8. 【請求項８】プラスチック製品が医療用器具である請求
    項１〜５のいずれか一項に記載の方法。
  9. 【請求項９】プラスチック製品が補綴術用インプラント
    である請求項１〜５のいずれか一項に記載の方法。
  10. 【請求項１０】プラスチック製品がソフトまたはハード
    コンタクトレンズである請求項１〜５のいずれか一項に
    記載の方法。
  11. 【請求項１１】プラスチックをポリアクリレート、ポリ
    メタクリレート、ポリオレフィン、エチレン−プロピレ
    ン共重合体、ポリブタジエン、スチレン−ブタジエン共
    重合体、スチレン−エチレン−ブタジエン共重合体、ポ
    リカーボネート、フルオロカーボンポリマー、ポリシロ
    キサン、ポリウレタン、ポリビニルクロライド、ポリエ
    ステルおよびこれらの混合物、配合物または共重合体で
    構成される群の中から選択する請求項１〜10のいずれか
    一項に記載の方法。
  12. 【請求項１２】請求項１に記載の方法に従って製造され
    た製品。
  13. 【請求項１３】手術用機器、医療用器具、補綴術用イン
    プラント、コンタクトレンズまたは眼科用インプラント
    である請求項12に記載の製品。
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