1手術用縫合糸の原材料を、流出式金型overflowmouldを利用して、縫合糸の原材料の融点以下~ガラス転移温度以上の温度条件と、10~200kgf/cm2の範囲の圧力条件で加熱圧縮heatpress固相成形solid-phaseformingmethodし、縫合糸の表面に微細突起microcogが形成されている縫合糸プリフォームpreformを製造する段階と;2前記縫合糸の原材料の融点以下~ガラス転移温度以上の温度条件が維持されている真空状態で加熱して、前記縫合糸プリフォームに引張力と回転力とを印加して、縒りが形成されている縫合糸を製造する段階と;を含むことを特徴とする、縫合糸の表面に微細突起を有する医療用縫合糸の製造方法。前記縫合糸の原材料は、ポリジオキサノンpolydioxanone、ポリ乳酸poly-1-lacticacid、ポリグリコール酸polyglycolicacid、及びこれらの共重合体の中から選択されたいずれか一つの生体吸収性医療用高分子材料であることを特徴とする、請求項1に記載の縫合糸の表面に微細突起を有する医療用縫合糸の製造方法。前記縫合糸の原材料は、ポリプロピレンpolyprophylene、ナイロンnylon、及びこれらの混合物の中から選択されたいずれか一つの生体非吸収性医療用高分子材料であることを特徴とする、請求項1に記載の縫合糸の表面に微細突起を有する医療用縫合糸の製造方法。前記流出式金型の成形空間と流出空間との間隔が、30~60μmの範囲であり、前記流出空間の導入部が45°~90°の範囲であり、前記流出空間の深さが50~100μmの範囲であり、前記流出空間の幅が250~500μmの範囲であることを特徴とする、請求項1に記載の縫合糸の表面に微細突起を有する医療用縫合糸の製造方法。前記引張力の大きさは、縫合糸プリフォームの引張強度の10~30の範囲であり、前記回転力は、縫合糸の長さcmあたり72°~360°の回転が加えられるようにすることを特徴とする、請求項1に記載の縫合糸の表面に微細突起を有する医療用縫合糸の製造方法。前記段階2における加熱時間は、24~48時間の範囲であることを特徴とする、請求項1に記載の縫合糸の表面に微細突起を有する医療用縫合糸の製造方法。前記縫合糸の大きさは、直径が0.2mm~1mmの範囲であり、微細突起の高さと幅とは、前記縫合糸の直径を超過しない範囲であることを特徴とする、請求項1に記載の縫合糸の表面に微細突起を有する医療用縫合糸の製造方法。請求項1~請求項7のいずれか一つの項に記載の製造方法によって製造された縫合糸の表面に微細突起を有する医療用縫合糸であり、前記縫合糸の長さcmあたり72°~360°の回転が加えられて、微細突起が方向性directivityを有しており、軟部組職に挿入される際に、挿入方向とは反対の方向に固定力anchoringabilityを有していることを特徴とする、縫合糸の表面に微細突起を有する医療用縫合糸。本発明は、このような問題点を解決するために案出されたもので、外科手術に効果的に利用することが可能な、表面に微細突起を有する医療用縫合糸の新規の製造方法とこの医療用縫合糸を提供するものである。上述した目的を達成するための一例として、本発明の縫合糸の表面に微細突起が形成されている医療用縫合糸の製造方法は、1手術用縫合糸の原材料を、流出式金型overflowmouldを利用して縫合糸の原材料の融点以下~ガラス転移温度以上の温度条件と、10~200kgf/cm2の範囲の圧力条件下で加熱圧縮heatpress固相成形sold-phaseformingmethodして、縫合糸の表面に微細突起microcogが形成されている縫合糸プリフォームpreformを製造する段階と;2縫合糸の原材料の融点以下~ガラス転移温度以上の温度条件が維持されている真空状態で熱を加えながら上記縫合糸プリフォームに引張力と回転力とを印加して、よじれが維持されている縫合糸を製造する段階と;を含むことを特徴とする。上述した目的を達成するための他の一例として、本発明の医療用縫合糸は、上述した方法で製造されたもので、縫合糸の表面に切断角を形成せずに微細突起が形成されており、縫合糸の長さcmごとに72°~360 ゚の回転が加えられ、微細突起は方向性directivityを有し、軟部組職への挿入時に挿入方向と反対の方向に固定力anchoringabilityを有することを特徴とする。上述した本発明によれば、表面に微細突起を有する医療用縫合糸を提供することができる。本発明によって製造された医療用縫合糸は、縫合糸の原糸の引張強度の約80~90の範囲の引張強度を有し、多様な形状及び大きさを有する微細突起を縫合糸の外側部に形成することができる。本発明によって形成される微細突起は、方向性を有しているため、組職への挿入時に組職への挿入方向と反対の方向に固定力を有し、様々な形状及び大きさを有しており、軟部組職に挿入される時に現れる機械生物学的な組職反応を最適化する形で設計を可能とする効果を期待することができる。また、本発明によれば、組職固定のための生体吸収性を持った医療用縫合糸の場合に、組職に挿入される時に組職への挿入方向と反対の方向で固定する役割を有する固定体刺/突起/突出部/三角帽子が生体吸収されることで強度が急激に弱くなり、組職固定の機能を喪失するようになる組職解れ現象等の既存の問題を解決することができる。特に、固定体微細突起の大きさが調節可能であり、微細突起の完全分解期間を引き延ばすことができるため、組職固定力の弱化の時期を延ばすことができ、初期の固定力を強化することで、顔面挙上に相応しい組職固定用の生体吸収性を持った医療用糸縫合糸として機能することができる医療用縫合糸を製造することができるという効果を期待することができる。以下、本発明の医療用縫合糸の製造方法が、各段階別で具体的に説明される。まず、段階1は、縫合糸の原材料を特定の温度と圧力の条件で加熱圧縮heatpress固相成形solid-phaseformingを行なって、縫合糸の表面に微細突起microcogが形成されている縫合糸プリフォームを製造する段階である。上記の段階1は、医療用高分子で構成された手術用縫合糸以下、高分子縫合糸と称する。の原材料が有する分子配列性と熱的特性とに基づいている。高分子縫合糸は、内部に方向的分子配列性molecularorientationを有しており、これにより高分子縫合糸の引張強度が高く維持されるようにする。しかし、高分子縫合糸が融点~融点以下の30°Cまでの範囲Tm~Tm-30°Cで加熱される場合、高分子縫合糸の軟性は増加するが、収縮変形が起きるので、分子配列性を喪失するようになって、組職縫合に必要な引張強度を失うことになる。しかし、高分子縫合糸が上述した加熱範囲にあっても収縮変形をしないようにこの高分子縫合糸の両端を固定した後、上述した加熱範囲で加熱を行なう場合に、高分子縫合糸は、この軟性が増加し、この引張強度が高分子縫合糸の原糸と等しく維持されているという特性を有する。本発明は、高分子縫合糸の上述した特性を利用することにより、高分子縫合糸の原材料の融点以下の特定の温度まで原糸を加熱してこの軟性が増加するようにし、この両端を固定することで収縮変形を抑制している状態で圧縮成形して、この表面に突起が形成されるようにする。これにより、本発明は、高分子縫合糸の分子配列性を維持したまま、原糸の表面に微細突起を形成することができるという特徴がある。本発明に係る医療用縫合糸を構成する上述した縫合糸の原材料は、生体吸収性医療用高分子としては、具体的には、例えば、ポリジオキサノンpolydioxanone、ポリ乳酸poly-l-lacticacid、ポリグリコール酸polyglycolicacid、及びこれらの共重合体の中から選択されたいずれか一つを使用することができる。このような生体吸収性医療用高分子を使用することで、生体吸収性医療用縫合糸を製造することができる。また、本発明の医療用縫合糸を構成する上述した縫合糸の原材料は、生体非吸収性医療用高分子としては、具体的には、例えば、ポリプロピレンpolyprophylene、ナイロンnylon、及びこれらの混合物の中から選択されたいずれか一つを使用することができる。このような生体非吸収性医療用高分子を使用することで、生体非吸収性医療用縫合糸を製造することができる。本発明においては、縫合糸プリフォームを製造するために流出式金型overflowmouldを利用する。上述した流出式金型は、成形空間と流出空間とで構成されており、成形空間と流出空間との間は、60μm未満の厚さを有する分離壁によって分離していることが好ましい。好ましくは、流出式金型の成形空間と流出空間との間隔は、30μm~60μmの範囲であるのが良い。成形空間と流出空間との間隔が60μm超過となって広い場合には、圧縮成形後のバリburrと製品との分離が容易に行われないという問題がある。上述した流出空間の導入部は、45°~90 ゚の範囲であり、好ましくは80°である。流出空間の導入部が45°未満である場合、圧縮成形に高い圧力が要求され、成形後にバリと製品との分離が容易に行われないという傾向があり、90°超過である場合には、金型の成形部が弱化するという問題がある。上述した流出空間の深さは、成形空間の深さを超過しないように形成されており、50μm~100μmの範囲に形成されていることが良い。好ましくは100μmに形成することで、バリと製品との分離を容易に行うことができる。上述した流出空間の両側は、成形空間との境界に沿って形成され、この流出空間の幅は、250μm~500μmの範囲で、好ましくは500μmであるのが良い。流出空間の幅が上述した範囲を超過して大きく形成されれば、流出式金型に加えられる圧力を上昇させて、成形部の耐久性が低下するという問題がある。上述した流出空間の大きさは、医療用縫合糸の加熱圧縮成形の後に、表面に現われるバリの除去を可能にする。上述した流出空間の大きさの範囲を超える場合には、バリが成形品から容易に除去されず、医療用縫合糸として加工することができなくなる。図1には、流出式金型の構成aとイメージbが示されている。図1に示したように、流出式金型の成形空間と流出空間とが所定の条件に適合するように構成されることが、目的とする医療用縫合糸を製造するために有利である。上記の段階1で適用される温度は、縫合糸の原材料の融点以下~ガラス転移温度以上の範囲内の特定の温度であり、望ましくは、融点以下15°CTm-15°C~融点以下30°CTm-30°Cの範囲である。上記の段階1で適用される温度が常温の場合には、高分子縫合糸の弾性によって圧縮成形の際に圧縮膨脹の現象が起きるようになる。すなわち、強い圧縮力によって高分子縫合糸を常温で圧縮成形する場合に、この圧縮力によって一時的に成形空間が満たされるが、この圧縮力が除去されれば、一定の部分が復元されて膨脹しながら、金型との間のバリの部分が収縮して、製品の形状が成形空間と異なるようになるという問題がある。本発明においては、このような問題を解決するため、加熱圧縮の温度が縫合糸の原材料の融点以下~ガラス転移温度以上の範囲内の特定の温度に調節されている。一方、上記の段階1で流出式金型に加えられる圧力の大きさは、10~200kgf/cm2の範囲であり、好ましくは80~160kgf/cm2の範囲である。プレスの大きさは、15~50tonの範囲であることが好ましい。この圧力の大きさが上述した範囲未満となって少ない場合には、流出式金型によってバリが除去されず、医療用縫合糸を製造するのが困難となり、この圧力の大きさが上述した範囲を超過して大きい場合には、金型の耐久性が低下して成形部における変形が起きることがある。上述した条件の全てを満足させながら加熱圧縮成形して製造された一次成形品である縫合糸プリフォームpreformは、高分子縫合糸の強度を80~90の範囲に維持しつつ、この表面に微細突起が形成されており、縫合糸プリフォームの周りからバリが容易に除去されて、医療用縫合糸に適したものとなっている。図2には、縫合糸プリフォームのイメージの一例が示されている。aは縫合糸プリフォームのイメージであり、bは縫合糸プリフォームの前面と断面のイメージである。cは加熱圧縮成形による縫合糸プリフォームの変形を示したイメージである。次に、段階2は、縫合糸の原材料の融点以下~ガラス転移温度以上の範囲の温度条件が維持されている真空状態で、上記の縫合糸プリフォームに引張力と回転力とを印加して、縒りが形成されている縫合糸を製造する段階である。上記の段階2では、上述した段階1で加熱圧縮成形によって製造された縫合糸プリフォームに、本段階でこの両端が固定されている状態で引張力を印加して一定の時間に加熱をすることで、二次成形品である縫合糸を製造する。このとき、引張力の大きさは、縫合糸プリフォームの最大引張強度の10~30の範囲であり、好ましくは20である。加熱時間は、真空状態で24~48時間の範囲である。また、段階2では、引張力の印加と同時に回転力を印加することで、医療用縫合糸に縒りが形成されて、微細突起を螺旋形の多方向構造に配列させることができる。この印加された回転力の大きさは、一次成形品の長さに比例して、最小72°/cmから最大360°/cmまでの両端回転角を有する。段階2での加熱温度は、縫合糸プリフォームを製造するために利用された縫合糸の原材料のガラス転移温度Tg以上融点Tm以下の範囲であり、好ましくは、融点以下15°CTm-15°C~融点以下30°CTm-30°Cの範囲である。上述した本発明によって製造された医療用縫合糸は、この突起が理想的な突起の形状として方向性を有する刺の形状に形成され、縫合糸の原糸を加熱圧縮して突起を形成する構成の特性上、この突起が互いに行き違って配置されている。医療用縫合糸の表面に位置されている微細突起の大きさは、縫合糸の原糸の大きさに比例して決まっており、この形状は全角が160°~170°、後角が35°~40°の大きさを有する刺の形状である。この微細突起の高さは、縫合糸の原糸の大きさに比例するが、製品の成形可能性の側面では、縫合糸の原糸の直径の大きさを超過しないことが好ましい。上述した本発明によって製造された医療用縫合糸は、外科手術時に要求される組職固定力を十分に確保することができ、周りの軟部組職の再生を促進する機能を有する。また、上述した本発明によって製造された医療用縫合糸は、図4のaに示すように、既存の縫合糸の原糸の表面をカッティングcuttingすることなどによって縫合糸の表面に切断角が形成されず、物理的な節取りknottingを形成せずに、同一の大きさの縫合糸の強度を80~90の範囲で維持しつつ、図4のbに示すように、この表面に微細突起が形成されている。上述した本発明によって製造された医療用縫合糸は、従来利用される有刺縫合糸あるいは組職固定用縫合糸の製造方法とは異なる方法によって製造された、表面に微細突起を有する医療用糸として、外科手術による切開部位の縫合、顔しわや首、胸などのリフティングliftingまたはスリングsling外科手術等の顔面挙上術に効果的に利用することができる。以下、本発明の実施例を具体的に説明する。本発明は以下に説明された実施例などによって限定されるものではない。比較例1単一繊維で構成された、USP1サイズ直径0.53mmのポリジオキサノン縫合糸を一般的な金型に装着して固定させた後に、常温で7kgf/cm2の圧力で4分間、圧縮成形を行なった。バリの厚さが0.2mm以上で、流出空間が形成されず、バリと成形品とが分離しないために、一次成形品を形成することができなかった。比較例2単一繊維で構成された、USP1サイズ直径0.53mmのポリジオキサノン縫合糸を流出式金型に装着して固定させた後に、125°Cで7kgf/cm2の圧力で4分間、圧縮成形を行なった。バリと成形品とが確実に分離しており、バリを容易に除去でき、成形空間に沿って成形品を形成することができた。しかし、融点以上の加熱によって、熱分解と分子配列の喪失とが生じ、引張強度が40程度に減少して、相応しい一次成形品を形成することができなかった。比較例3単一繊維で構成された、USP2サイズ直径0.59mmのポリジオキサノン縫合糸を流出式金型に装着させた後に、常温で140kgf/cm2の圧力で5秒間、圧縮成形を行なった。バリの厚さは50μm以下であり、この形成された流出空間によってバリと成形品との分離が容易に行われ、バリを除去することができた。しかし、圧縮膨脹現象によって、縫合糸のバリが形成された断面に干割れが生じ、相応しい一次成形品を形成することができなかった。実施例1単一繊維で構成された、USP2サイズ直径0.59mmのポリジオキサノン縫合糸を流出式金型に装着させた後に、90°Cで140kgf/cm2の圧力で5秒間、圧縮成形を行なった。バリの厚さは50μm以下であり、この形成された流出空間によって成形品とバリとが干割れなしに完全に分離できた。一次成形品は、この両端に14Nの引張力が印加されている真空状態で90°Cの温度で24時間加熱され、二次成形品に変換された。一次成形品に形成された微細突起の大きさは、高さが380μm~400μmであり、長さが1000μm~1100μmであり、全角が160°~165 ゚であり、後角が38°~40°であった。成形の前後に圧縮膨脹現象が生じず、成形空間に沿って成形品が形成されたので、本発明の目的に相応しかった。実施例2単一繊維で構成された、USP2サイズ直径0.59mmのポリジオキサノン縫合糸を流出式金型に装着させた後に、90°Cで140kgf/cm2の圧力で5秒間、圧縮成形を行なった。バリの厚さは50μm以下であり、この形成された流出空間によって成形品とバリとが干割れなしに完全に分離できた。一次成形品は、真空状態で90°Cの温度で24時間加熱され、二次成形品に変換された。一次成形品の両端に10Nの引張力と72°/cmの回転力が印加された。二次成形品の刺突起は、両方向で30°ずつ回転する位置に配列されて螺旋形の多方向構造を有しており、本発明の目的に相応しかった。実験例市販されているA社、B社、及びC社の有刺縫合糸と、本発明の実施例2に係る方法によって製造された縫合糸とについて、縫合糸の原糸の引張強度を、プラスチック引張性を測定する方法を利用して比較した。この比較の結果が図3に示されている。図3に示したように、実施例2に係る方法によって製造された縫合糸の引張強度は、縫合糸の原糸の引張強度の約83であり、これは市販される有刺縫合糸と比べて顕著に高い引張強度である。以上で説明した本発明は、前述した実施例及び添付された図面によって限定されるものではなく、本発明の技術的思想を逸脱しない範囲内で多様な置き換え、変換、及び変更が可能であることは、本発明が属する技術分野で通常の知識を持った者には明らかであろう。