Exenatide

亲爱的帕友家人们：        新年钟声敲响，2026年的阳光已经洒在我们肩头。在这个充满希望的日子里，我们向每一位与帕金森病共舞的朋友、默默付出的家人以及所有奋战在科研与临床一线的医者，致以最真挚的问候与祝福！        过去一年，我们在与帕金森病并肩前行的道路上，又见证了许多值得记录的步伐。虽然挑战仍在，但进步从未停歇： 1. 疾病修饰疗法（DMT）迎来新曙光       多个旨在延缓或阻止疾病进展的新型疗法进入了临床试验中后期阶段，特别是针对α-突触核蛋白的靶向治疗（如抗体疗法、疫苗等）和干细胞疗法（nature，cell的重磅论文）均取得了关键性的临床数据，让我们对“改变病程”这一终极目标增添了更多期待。（最下面列出了2025年药物相关的进展） 2. 精准医疗与分型深入发展       基于生物标志物（如血液/脑脊液中的α-突触核蛋白种子扩增检测）和更精细和智能的临床亚型分类以及多种帕金森病理起源假说，同时，个体化治疗方案的设计正在从理念走向实践，未来“对症下药”将更加精准。（“Advances in diagnosis, classification, and management of pain in Parkinson’s disease,” The Lancet Neurology, vol. 24, no. 4, pp. 331–347, Apr. 2025；“The Mitochondrial Connection in Parkinson’s Disease,” Cold Spring Harb Perspect Med, p. a041891, July 2025； “Plastamination: A Rising Concern for Parkinson’s Disease,” Movement Disorders, p. mds.30253, June 2025；“Propagation of pathologic α-synuclein from kidney to brain may contribute to Parkinson’s disease,” Nat Neurosci, Jan. 2025） 3. 手术治疗与设备持续优化       脑深部电刺激（DBS）技术向更智能化、自适应方向迈进，新型电极设计和闭环刺激系统（美敦力去年2月发布的aDBS产品获FDA批准）研究取得进展，有望更好地控制症状波动，提升生活质量。同时，多种可穿戴监测设备以及小型化诊疗设备。（“Movement-responsive deep brain stimulation for Parkinson’s Disease using a remotely optimized neural decoder,” Nat. Biomed. Eng, June 2025； “A wireless device for continuous measurement of brain parenchymal resistance tracks glymphatic function in humans,” Nat. Biomed. Eng, May 2025；“Focused ultrasound therapy for movement disorders,” The Lancet Neurol, vol. 24, 2025） 4. 非药物干预证据不断积累       针对性的双重任务训练运动康复（认知和运动的双重结合：如边走边算数、边跳舞边唱歌、太极拳等）、认知训练以及营养管理（如地中海饮食模式）在改善运动与非运动症状、提升整体健康方面的作用，得到了更多高质量研究的支持。（Neurology, vol. 105, no. 5, p. e213932, Sept. 2025；“Large-scale proteomic analyses of incident Parkinson’s disease reveal new pathophysiological insights and potential biomarkers,” Nat Aging, Feb. 2025） 5. 人工智能（AI）赋能诊疗与管理        AI技术正以前所未有的深度融入帕金森领域。 在早期筛查方面，AI模型展现出高精度的早期识别潜力。在病情监测上，可穿戴设备结合AI算法，能实现更精细的“数字生物标志物”管理。此外，AI还在辅助影像判读、预测疾病进展、以及为患者提供个性化康复指导等方面，扮演着越来越重要的“智能伙伴”角色。（ “A Large Proportion of Parkinson Disease Diagnoses Are Wrong—Here’s How AI Could Help,” JAMA, June 2025；“Computer vision uncovers three fundamental dimensions of levodopa-responsive motor improvement in Parkinson’s disease,” npj Parkinsons Dis., vol. 11, no. 1, p. 140, May 2025；“Automated Imaging Differentiation for Parkinsonism,” JAMA Neurol, Mar. 2025） 6. 关注整体，全方位管理成为共识       医疗界与社会愈发关注帕金森病的非运动症状（如抑郁、睡眠障碍、便秘等）及患者与照护者的整体心理健康，多学科多机构的国际化协作管理模式正在更广泛地落地。（ “Parkinson’s disease: emerging opportunities through global collaboration,” The Lancet, Oct. 2025）        回首2025，每一步前进都凝聚着全球科研智慧与无数家庭的坚韧。我们知道，日常的挑战依然具体而真实，但正是这些点滴的科研突破和彼此扶持的温暖，汇聚成了我们继续前行的力量。 新的一年，愿我们： 心怀希望，科学的探索之光永不熄灭。 拥抱当下，认真对待每一次康复训练，享受每一个平静或快乐的瞬间。 彼此照亮，在病友社群中继续分享经验、温暖与勇气。 2026，我们继续并肩，稳步行，向光明。 附录（2025年帕金森相关药物进展）： 过去一年，帕金森病领域在基础研究、新药研发与临床治疗方面取得了一系列重要进展，国内外创新力量共同推动着治疗格局的演进。 一、 靶向核心病理，全球研发管线多元深入：目前，以 α-突触核蛋白 为核心靶点的药物研发仍是主战场，策略涵盖抗体清除（如罗氏的Prasinezumab）、抑制聚集、基因调控等。同时，针对神经炎症（如NLRP3、SIRPα靶点）、细胞自噬等下游环节的新药也进入临床，例如英砂智能的ISM8969（NLRP3抑制剂） 已完成临床前研究。 二、 国际顶刊发布未达预期的临床证据：2025年，《柳叶刀》发表了艾塞那肽（Exenatide）的长期研究数据，显示其在改善患者运动功能方面与安慰剂无显著差异。同期《科学》杂志报道了Bemcentinib（SIRPα抑制剂） 在临床前研究中展现出减少α-突触核蛋白病理、保护神经的作用，为免疫调节疗法提供了新依据，但可惜其血脑屏障穿透效率低，无法满足清楚脑内α-突触核蛋白的需求。 三、 国内创新治疗步伐加快中国在该领域的研发与转化在2025年亮点频出：天泽云泰的基因疗法VGN-R09b获FDA快速通道资格；中盛溯源的iPSC衍生神经细胞治疗进入规范化临床阶段；士泽生物的细胞产品NCR201开展了患者治疗。同时，罗替高汀贴片在国内获批上市，为患者提供了新选择。 四、 研发企业生态日趋成熟从初创公司到大型药企，形成了完整的研发梯队。例如，Neuron23、Gain Therapeutics等处于早期临床，而罗氏等巨头已推进至三期临床。这反映了帕金森病新药研发从基础创新到产业化落地的全链条活力。

博士论文中一个章节，感觉综述写的不错，拿出来翻译下，以飨大家！ 摘要：尽管可注射生物制剂的研发趋势日益增长，但较差的口服生物利用度仍是阻碍其更广泛应用的主要障碍。多肽和蛋白质作为一类大分子，在注射给药时表现出优异的特异性、选择性、安全性和有效性，因此特别有价值。事实上，治疗性多肽市场呈指数级扩张，自20世纪80年代以来，已有总计约240种多肽和蛋白质上市[1]。其中，12%的分子含有少于60个氨基酸，约占多肽总数的30个[2]。超过90%的多肽为注射剂型，仅4%为口服给药，通过皮肤和呼吸道给药的比例甚至更低（图1）[2]。 图1：基于给药途径的治疗性肽和蛋白质分布示意图。改编自([2])。 这些数字反映出多肽通过非注射途径给药通常获得的生物利用度较低且变异性大。慢性疾病所需的长期注射治疗既不方便又痛苦。非胃肠道给药还需要医护人员操作，可能与针头感染相关，并导致患者依从性低[3]。为了降低给药频率，特别是针对2型糖尿病，已开发出长效制剂[4]。例如，胰高血糖素样肽-1类似物艾塞那肽的皮下注射已从每日两次给药（Byetta®，礼来公司）转变为每周一次给药（如Bydureon®，礼来公司）。这是通过开发基于微球的控释系统实现的[5]。其他每周一次给药的长效GLP-1类似物包括阿必鲁肽（Tanzeum®，葛兰素史克）、度拉糖肽（Trulicity®，礼来）或司美格鲁肽（Ozempic®，诺和诺德），这些药物采用了不同的化学策略开发[6,7]。 口服给药途径能提高患者依从性，并且即使总体疗效低于注射剂，也能为作用于相同总体生物学靶点的分子带来巨大的市场销售额[8,9]。Abramson等人得出结论，即使考虑到为口服剂型生产额外的司美格鲁肽所产生的额外成本，与每周注射相比，这仍将为患者带来更高的生活质量[9]。在2型糖尿病的治疗中，对于两类不同的药物，医生开具口服二肽基肽酶-4抑制剂的比例高于注射用GLP-1类似物[10]。即使GLP-1受体激动剂在血糖控制和减重方面有优势，患者仍长期倾向于选择DPP-4抑制剂。从市场角度看，西格列汀（DPP-4抑制剂）的销量也因此超过了注射用GLP-1类似物艾塞那肽。 多肽的口服给药受到胃肠道局部条件的限制。迄今为止，除了三种分子量相对较低且结构非传统的多肽外，很少有旨在实现全身递送的多肽获得FDA批准。这三种例外是：环孢素的微乳制剂（SNEDDS：自乳化药物递送系统）（Neoral®，诺华，瑞士）、去氨加压素的常规固体制剂（Minirin®，Ferring，美国）以及与渗透促进剂SNAC（水杨酸钠）共同配制的非肠溶包衣司美格鲁肽片剂（Rybelsus®，诺和诺德，丹麦）[11]。然而，这些例子之所以是例外，首先是因为这些多肽（环孢素和去氨加压素）的非典型大环结构，分别使其口服生物利用度达到30-40%和仅为0.17%[12]。尽管数值很低，但Minirin®片剂仍然是一个可行的产品，因为它口服方便且治疗指数高。SNAC通过胃部促进司美格鲁肽吸收的新作用机制也似乎仅对司美格鲁肽高度特异。 商业化多肽是否适合口服再剂型化取决于它们的理化性质、化学复杂性、治疗学考虑以及成本效益[13]。如果血浆半衰期太短，则每日多次口服给药在经济上不可行，并且也会带来安全性、有效性和变异性问题[13]。同样，在选择强效大分子作为口服候选药物时，较大的治疗指数非常重要，因为即使成功开发出口服制剂，也需要在可能达到的低且可变的生物利用度下保证有效性和安全性。确实，对于像胰岛素这样治疗指数较低的多肽，低生物利用度和高药代动力学变异性可能导致疗效不足或发生危险的低血糖，因此许多口服多肽领域的研究人员仅将其用作模型多肽。 近年来，在口服多肽制剂开发方面已取得进展，这些制剂相对于非注射替代品在科学、患者可接受性和商业方面具有优势。实际上，临床进展最快的口服多肽制剂正在针对糖尿病（胰岛素、GLP-1类似物[4]）、骨质疏松症（鲑鱼降钙素和特立帕肽）、子宫内膜异位症（亮丙瑞林）、肢端肥大症（奥曲肽）和慢性疼痛（地非法林）等疾病进行开发[12]。 2. 多肽口服递送的挑战 分子量超过1000 Da的亲水性大分子的口服给药仍然是一个挑战。对于多肽，还存在额外的易受pH值和胃/小肠酶影响的问题，以及肝脏首过代谢导致的降解。所有大分子均与低肠上皮膜通透性相关，这是由于跨磷脂双分子层的被动或载体介导的跨细胞渗透极小，以及通过紧密连接的细胞旁路转运受限。基于核酸的疗法面临类似的挑战[14]。生物活性分子可根据生物药剂学分类系统进行分类，该系统基于体外溶解度和渗透性测量来预测口服小分子的体内表现[15]。如果多肽是小分子，它们很可能被归类为III类药物，通常表现出高水溶性（但并非总是如此）和低肠道渗透性[16]。 由于胃肠道是动态的，多肽的转运不仅有限而且多变。许多参数，包括年龄、性别、进食状态、一天中的时间、饮食和胃肠道健康状况，也会导致个体内和个体间的药代动力学差异，这对于低治疗指数分子尤为重要。多种屏障阻碍了大分子的有效口服递送，相关综述已有讨论[17, 18, 19]。以下部分将描述沿胃肠道对口服多肽递送的三个主要屏障，并讨论解决这些限制和增强治疗性分子口服递送的潜在方法。 2.1 胃和肠道消化屏障 2.1.1 酶降解的影响 口服摄入后，多肽口服递送的一个重大挑战是多种消化酶的存在，这些酶旨在将大分子降解为可吸收的营养物质。多肽降解最常见的形式是由胃中的胃蛋白酶和小肠中的胰肽酶对肽键进行蛋白水解（图2）。胰蛋白酶、羧肽酶和糜蛋白酶由胰腺分泌进入小肠，主要在十二指肠，并以克级数量存在[20]。这些酶负责20%的摄入蛋白质和多肽的酶解。酶在十二指肠和空肠最为丰富，向结肠方向含量减少。然而，在结肠中，酶发酵过程会进一步降解生物大分子[21]。 图2：胃期和肠期蛋白质消化过程中的事件。氨基酸用彩色圆圈表示。 Wang等人研究了胰岛素等17种多肽药物在人胃液和肠液中的稳定性。研究发现，环孢素等环肽由于结构柔性受限，对酶切更具抵抗力。与短肽（奥曲肽、环孢素、去氨加压素）相比，较大的线性多肽（胰岛素、鲑鱼降钙素、胰高血糖素和分泌素）由于具有更多易受酶攻击的肽键和更高的结构灵活性，在胃液和肠液中不稳定。此外，在来自人、猪和模拟版本的液体中观察到了良好的多肽稳定性相关性[22]。 2.1.2 胃和肠道pH的影响 胃内严酷的酸性条件可使许多分子变性[23]。胃肠道不同区域从1到7的广泛pH值范围影响多肽的整体稳定性[24]。Dressman等人在空腹状态下对24名年轻健康受试者的测量显示，胃中位pH值为1.7，十二指肠中部pH值为6.1[25]。进食期间，胃内pH值可升至6，但在大多数受试者中几分钟内迅速恢复正常。然而，在一些情况下，这种高达6的高空腹胃pH值可维持长达6小时，并且在老年人中变异更大[26]。由于许多片剂为肠溶包衣以便在肠道释放，胃内pH值的高度变异可导致片剂过早崩解，从而使多肽失去保护而易于降解。在囊性纤维化患者中观察到十二指肠pH值低于5.5，这可能影响多肽的溶解度[27]。除了酸性和酶降解外，肠腔也可能对治疗性多肽造成其他损害。沿胃肠道的渗透压、胃肠道肌肉的蠕动以及腔内胃液流动产生的剪切应力，都是因腔内机械降解而降低多肽效率的其他因素[28]。 2.2 肠道黏液屏障 口服给药的药物面临着覆盖胃肠道表面的黏液凝胶层的阻碍[29]。由于持续分泌和快速更新，黏液可以清除病原体并润滑上皮。它是一种复杂的凝胶状物质，由95%的水、黏蛋白、免疫球蛋白A以及含有DNA、脂质和肌动蛋白的细胞碎片组成[30]。黏蛋白糖蛋白分子量高，由超过20个MUC基因编码。MUC2和MUC5A分别是小肠和胃中分泌的主要黏蛋白[31, 32]。黏蛋白单体由富含丝氨酸、苏氨酸和脯氨酸重复序列的蛋白质骨架组成，这些骨架被岩藻糖、半乳糖、唾液酸、N-乙酰葡萄糖胺和N-乙酰半乳糖胺高度糖基化[33]（图3）。分泌的黏蛋白通过二硫键连接，这些大分子交联构成黏膜层。黏蛋白负责黏液的流变特性，因为聚糖基团结合大量水，从而产生黏液典型的凝胶状特性。实际上，黏液是一种具有剪切稀化行为的粘弹性凝胶[34]。 在大鼠中，黏膜层是不均匀的，包含一层外部疏松附着层和一层内部紧密附着层。在人类中，胃和结肠也存在双层黏液结构，保护底层组织免受酸、酶和微生物的攻击[35]。黏液的厚度和组成存在区域性差异，这表明基于多肽的治疗药物在胃肠道通过黏液层的扩散会减慢，渗透性降低[36]。例如，据报道，结肠黏液厚度从近端到远端区域逐渐增加。黏液屏障存在较大的物种差异，大鼠肠道黏液比人类更厚。在人类中，胃黏液厚度约为144 μm[37]，十二指肠为15.5 μm[38]，降结肠为69.6 μm。据报道，人类胃肠道黏液更新时间在24至48小时之间[39]。 黏液是由具有尺寸筛选特性的三维网络组成。网孔尺寸约为10-200 nm，阻止大多数病原体和外源性物质渗透。药物或载体系统的直径越大，其在黏液凝胶层中的扩散受到的阻碍越大[40]。阴离子糖蛋白可通过静电/离子相互作用、范德华力、疏水力和氢键与多肽相互作用，导致吸收不良以及多肽结构改变[41, 28]。多肽通过黏液到达肠上皮的扩散速率和程度受其粘性、粘附性及其更新的影响。 图3：形成覆盖肠上皮的黏液凝胶的分泌型黏蛋白的简化示意图。经许可转载自[33]。 尽管存在向肠上皮的持续水流，加速了药物通过黏液凝胶层的扩散过程[42]，但很明显，在没有黏液溶解剂和/或适当药物载体的帮助下，基于多肽的治疗药物将难以穿越黏液凝胶屏障[43]。 2.3 肠道上皮屏障 胃肠道内衬的上皮层是口服多肽的另一个挑战性屏障，也是肠道屏障功能最重要的组成部分。该屏障由一层柱状上皮细胞组成，由固有层和黏膜肌层支撑（图4）。刷状缘下方的上皮包括肠上皮细胞、分泌黏液的杯状细胞、派尔集合淋巴结微皱褶细胞、肠内分泌细胞和潘氏细胞。 图4：肠上皮的解剖结构。经许可转载自[44]。 2.3.1 细胞摄取的潜在途径 肠上皮细胞顶膜微绒毛带有高密度负电荷，可阻止多肽与细胞膜相互作用[45]。此外，由于其亲水性大分子的性质，它们无法渗透肠上皮细胞的疏水性磷脂双分子层。分子跨越细胞膜存在不同的机制：包括细胞旁途径、受体或载体介导的摄取、吸收性转胞吞作用、被动扩散和M细胞取样（图5）。对于分子量小于500-1000 Da的多肽，细胞旁途径是一种选择，而对于高于此大小的多肽，该途径的能力有限。 图5：渗透肠上皮的途径示意图：吸附介导的转胞吞作用和跨细胞扩散、细胞旁渗透以及受体/载体介导的摄取。经许可转载自[46]。 2.3.2 P-糖蛋白和细胞色素P450酶的作用 长达4小时的肠道转运时间增加了多肽与肠上皮接触吸收的机会，也增加了其与刷状缘的接触[47]。然而，在刷状缘膜附近，大分子可能经历广泛的系统性前肠道代谢并遇到主动药物外排转运[48]。在肠道中，ATP结合盒转运蛋白是表达最高的转运蛋白之一（结肠：P-gP (5%)、乳腺癌耐药蛋白 (3%)、多药耐药相关蛋白2 (25%)；小肠：P-gP (8%)、BCRP (4%)、MRP2 (10%)）[49]，它们共同构成了肠道吸收的重要屏障。P-gP的丰度从小肠近端向远端增加，而CYP3A4则相反。由于CYP3A4和P-gP的这种协同作用，细胞内代谢对大分子而言仍然是一个挑战[50]。例如，环孢素（Sandimmune®，诺华，瑞士）可以高度渗透肠上皮，渗透率高达86%，但由于协调的刷状缘细胞色素P450代谢和P-gP外排，吸收分数仅为35%，另有8%通过肝脏代谢损失，导致口服生物利用度为27%[51]。因此，其主要问题是肠壁代谢，而不是渗透性。已知线性亲脂性和环状多肽是P-gP的底物[52]。然而，大分子往往不是P-gP的底物，因为其高亲水性不利于与P-gP相互作用[53]。 2.3.3 上皮细胞旁药物转运 细胞旁途径由上皮细胞之间的细胞间隙组成，提供了一个允许溶质受控进入体内的水性孔道。位于肠上皮细胞之间的紧密连接控制着水、电解质、小分子和免疫细胞的细胞旁扩散。作为多蛋白复合物，它们形成了一个高度动态的栅栏状屏障，对大分子不可渗透[54]。它们还维持上皮极性，防止顶膜和基底外侧膜成分的相互作用（栅栏功能）[55]。跨上皮电阻通过测量连续电流穿过组织时的电位差变化，来表征肠道组织中TJ的孔隙度/紧密程度[56]。由于肠道组织沿胃肠道具有不同的TJ密度和蛋白质组成，因此获得不同的屏障特性和TEER值：小肠组织较“渗漏”（TEER~40 Ω·cm²），而结肠较“紧密”（TEER~100 Ω·cm²）[57,58]。组织越“渗漏”，TEER值越低，这是由于细胞旁离子电导增加[59]。 TJ是细胞间连接复合体的一部分，位于细胞顶侧，在粘附连接、缝隙连接和桥粒之上。严格的分子尺寸截断构成了多肽细胞旁转运的主要限制。根据肠道区域的不同，TJ孔半径范围为空肠7-9 Å、回肠3-4 Å、结肠8-9 Å[60]。这个截断尺寸足以允许极性糖类甘露醇（半径3.3 Å）有限地渗透，而荧光葡聚糖4 kDa的细胞旁通量则极小，因此它们被用作该途径的探针。据估计，需要分子量小于500 Da且多肽必须具有亲水性才能通过TJ渗透[16]。钠-葡萄糖转运蛋白的顶膜受体可以诱导肌动球蛋白环收缩，扩张紧密连接并将孔半径增大至50 Å，从而可能通过溶剂拖曳作用允许更多的葡萄糖吸收[61]。多种蛋白质通过TJ控制细胞旁通透性。 2.3.3.1 TJ的组成 TJ由跨膜蛋白、紧密连接相关蛋白和支架蛋白组成（图6）。TJ仅占肠道总吸收表面积的约0.01%。约有40种不同的蛋白质参与TJ，主要的是闭合蛋白、闭锁小带蛋白和咬合蛋白（图6）[62]。、 图6：紧密连接蛋白基本结构膜成分示意图。跨膜TJ蛋白包括闭合蛋白、咬合蛋白和连接粘附分子，胞质TJ蛋白包括ZO-1/2/3和Cingulin。经许可转载自[63]。 咬合蛋白是一种完整的跨膜TJ蛋白，具有四个跨膜片段和两个胞外环[64]。它通过长的C端结构域与胞内TJ蛋白（如闭锁小带蛋白）相互作用，闭锁小带蛋白又通过F-肌动蛋白将咬合蛋白连接到细胞骨架（图7）。咬合蛋白被认为在封闭紧密连接以及维持粘附和极性方面起作用。然而，在咬合蛋白基因敲除小鼠中，即使观察到组织特异性效应（如胃上皮慢性炎症），紧密连接的屏障功能和结构仍然保持完整[65]。另一项使用咬合蛋白缺陷小鼠的研究发现，组织的TEER和甘露醇的细胞旁通量不受咬合蛋白缺失的影响[66]。然而，最近的研究使用小干扰RNA转染小鼠敲低咬合蛋白，表明咬合蛋白负责调节大分子的通道[67]。连接线形成与咬合蛋白存在之间缺乏相关性导致了闭合蛋白的发现。 闭合蛋白是人类中约26种跨膜TJ相关蛋白的一组[62]。与咬合蛋白类似，许多闭合蛋白有四个跨膜结构域和两个胞外环，但与咬合蛋白没有结构同源性，且更小（图7）。 图7：跨膜TJ蛋白咬合蛋白和闭合蛋白的结构，经许可改编自[68]。 闭合蛋白对于构建紧密连接和维持细胞旁通透性（形成连接线）至关重要，即使在其他紧密连接蛋白缺失的情况下也是如此。它们维持紧密连接的屏障完整性，并负责尺寸和电荷选择性孔道的形成。每种亚型负责肠道屏障调节的不同方面，并在整个胃肠道中差异表达（图8）。例如，闭合蛋白-1、-3、-7和-8在结肠中表达，而闭合蛋白-2、-7、-8和-9在小肠中表达。 图8：闭合蛋白在整个人肠道中的区域性表达。经许可改编自[69]。 一些闭合蛋白介导细胞旁通透性（闭合蛋白2、-7和-12），而另一些则控制连接的物理和电学紧密性（闭合蛋白-1、-3、-4、-5和-8）[69]。参与细胞旁屏障密封形成的闭合蛋白的重要性已在闭合蛋白-1敲除小鼠中得到证明，这些小鼠由于表皮皮肤屏障功能改变在出生后24小时内死亡[70]。这些闭合蛋白也可以根据选择性进行分类：阴离子选择性（闭合蛋白-12）、阳离子选择性（闭合蛋白-15）和水选择性（闭合蛋白-2），而其他则表现出与电荷无关的屏障特性（闭合蛋白-1、-3和-5）。 闭合蛋白-2通过创建一个上限不大于3.5 Å的电荷选择性孔道，增加钠和钾等阳离子以及水的跨连接通透性[71]。在克罗恩病、溃疡性结肠炎、乳糜泻和肠易激综合征中，胃肠道上皮中的闭合蛋白-2表达上调[72,73]。细胞旁通量的尺寸选择性空间沿隐窝-绒毛轴从绒毛尖端的6 Å增加到隐窝的60 Å，这与闭合蛋白-2的表达直接相关[74]。然而，它并不促进更大分子量分子（如乳果糖（342 kDa））的转运[75]。紧密上皮的特征是闭合蛋白-4和-5的过表达。闭合蛋白最终与咬合蛋白和ZO-1相互作用。 ZO蛋白是多结构域蛋白，提供细胞内结构和支架以调节和维持TJ[76]。它们由三个PSD95-DIgA-ZO-1结构域、一个中央Src同源3结构域和一个与鸟苷酸激酶ZO-1同源的区域组成，ZO-1在极化上皮细胞周围形成完整的连续环，并在双边细胞中介导TJ蛋白的早期组装[77]。ZO-2可能在招募闭合蛋白中发挥作用。ZO-1的第一个PDZ结构域与闭合蛋白相互作用，第二个结构域与其他ZO蛋白（ZO-1、-2和-3）相互作用，第三个结构域与JAM-A相互作用。由于这种复杂的相互作用，ZO-1在TJ调节中起核心作用，并直接与F-肌动蛋白（一种细胞骨架蛋白）结合。 2.3.4 上皮跨细胞药物转运 小肠上皮在顶膜上定位有多种转运蛋白，通过内吞作用和上皮转运蛋白等机制，经由跨细胞途径转运大分子和亲水性营养物质。由于其亲脂性特性，多肽不太可能跨越肠上皮细胞的脂质双分子层，如果发生随机内吞作用，大部分会在溶酶体中被分解。M细胞主要位于派尔集合淋巴结的上皮内，与普通肠上皮细胞相比具有更高的转胞吞能力。由于其高内吞能力，它们代表了口服递送大分子的潜在门户。 受体介导的内吞作用是一种严格调控的转运途径，允许某些大分子跨过磷脂双分子层。生物活性二肽和三肽由PepT1转运，钙摄取由维生素D受体介导，而维生素C则由钠-维生素C协同转运蛋白转运[78]。治疗性多肽有可能通过靶向特定受体，利用受体介导的递送被摄取，如表1所示。 表1：治疗性大分子口服递送中代表性的配体介导转运。摘自[79]。 3 增加口服多肽生物利用度的途径 为了增加多肽的生物利用度并克服胃肠道的物理和酶屏障，口服递送系统中多肽药物的制剂设计已从不同角度进行探索，即多肽的化学修饰、特殊药物递送系统（纳米粒子）、靶向递送、酶抑制剂和吸收促进剂的共同给药以及装置。在开发早期需要双管齐下：优化分子和制剂。关于临床试验中的口服多肽递送系统以及临床前阶段有前景候选物的综述由Aguirre等人[12]和Lakkiredy等人撰写，后者重点关注糖尿病多肽[4]。 3.1 多肽结构的直接修饰 3.1.1环化 环化是提高口服给药后生物利用度的一种选择，十一肽环孢素A及其稳定的环状骨架在肠溶包衣微乳制剂中即为例证[80]。生长抑素和脑啡肽在环化后也改善了口服吸收[81]。通常，环化是通过二硫键、羊毛硫氨酸、肼或内酰胺桥在多肽序列的侧链或末端之间进行。当治疗需要较大的多肽和蛋白质时，其广泛应用受到限制[82]。 3.1.2 PEG化 当无法进行环化时，治疗性多肽的PEG化是一种修饰策略。它包括将聚乙二醇残基共价或非共价（对于PEG前药）接枝到蛋白质或多肽药物上[83]。PEG是一组经FDA批准用于人类静脉、口服和皮肤应用的无毒聚合物[84]。对于口服递送，与直链PEG相比，与支链PEG结合的多肽表现出更高的pH和热稳定性以及对肠道蛋白水解消化更高的抵抗力[85]。一种称为己基胰岛素单缀合物-2的PEG化胰岛素是第一种成功的口服递送PEG化胰岛素[86]。在一项II期试验中，餐前给予T2D患者IN-105减少了餐后血糖波动，尽管存在相当大的患者内变异性[87]。在III期试验中，它未能充分降低糖化血红蛋白水平，未达到其主要终点。鲑鱼降钙素的PEG化也导致了对肠道酶的抵抗力和在大鼠模型中肠道吸收增加了6倍[88]。Gong等人用PEG替换了艾塞那肽序列第39位的半胱氨酸，在糖尿病小鼠中获得了改善的生物半衰期和疗效[89]。无论是PEG化的鲑鱼降钙素还是艾塞那肽，都尚未进展到口服剂型的临床评估。 3.1.3多肽-靶向配体缀合物 另一种修饰方法是将多肽与肠道上皮受体靶向配体缀合，该配体可以将多肽转运穿过上皮。已经鉴定出许多潜在的受体靶点，包括转铁蛋白、维生素B12[90]、PepT1、叶酸、生物素和FcRn[91, 92]。Biorexis Technology Inc.合成了一种与转铁蛋白缀合的多肽，在临床前研究中获得了更有利的药代动力学特征[93]。水凝胶形式的胰岛素-转铁蛋白缀合物表现出更高的酶降解抵抗力[94]。采用生物素化方法，结果显示Lys26,34-生物素-GLP-1的口服降血糖功效比天然GLP-1高9倍[95]。另一项研究显示，Lys12-27-生物素-Exendin-4对肠道酶具有最佳的稳定性功效[96]。 3.1.4脂化 添加长脂肪酸链已被用于通过增加其亲脂性和增强其稳定性来改善多肽的膜摄取。尽管有许多关于脂化多肽口服给药（包括胰岛素[97, 98]、降钙素[99]和脑啡肽[100]）的报道，但其中没有一个被进一步发展到高级开发阶段。许多因素，如脂质缀合中使用的连接子、口服给药的制剂和其他辅料，都会影响脂化多肽的生物利用度。 3.1.5拟肽 拟肽的形成基于用非天然氨基酸替换天然氨基酸，以创建对酶降解更具抵抗力的多肽序列。作为一个口服例子，去氨加压素含有一个脱氨基的氨基末端，并且在第八位含有更稳定的D-精氨酸，这增加了稳定性和亲脂性。将ala2替换为D-ala2改善了稳定性，延长了半衰期，并增加了GLP-1在小鼠口服灌胃后的微球活性[101]。然而，改变氨基酸序列可能会损害药物的活性。 3.2 制剂技术 3.2.1剂量形式设计 常规制剂的经验表明，通过肠溶包衣制剂可以成功避免胃中降解多肽的酸性环境。固体制剂覆盖着一层弱酸性聚合物薄膜，该薄膜在高于其pKa的pH下以pH依赖性方式溶解，从而延迟释放。常用的聚合物有邻苯二甲酸醋酸纤维素、聚乙烯醇邻苯二甲酸酯、纤维素衍生物和甲基丙烯酸共聚物[102]。Enteris BioPharma获得的口服多肽制剂Peptelligence™使用了一种肠溶包衣固体制剂，并含有其他pH调节剂。然而，其他辅料包含在囊泡中，不与Eudragit®肠溶包衣接触，从而避免了不良相互作用，并能在指定的十二指肠pH值下溶解。确保多肽和其他添加剂同时到达上皮表面以实现更有效吸收的一种方法是配制成液充或半固态油性分散体。一些专利还披露了多肽在含有多元醇的溶液形式中的稳定性和口服生物利用度。另一种策略包括加入崩解剂，以促进多肽和促进剂的更快溶解。 3.2.2酶抑制剂和pH调节剂 酶抑制剂通过与靶酶结合降低其活性，从而保护多肽免受管腔降解。加入酶抑制剂如抑肽酶、大豆胰蛋白酶抑制剂和Bowman-Birk抑制剂可以改善口服多肽递送[103]。然而，肽酶抑制剂的功效通常因其效力低、在胃肠道中被快速稀释、消化和吸收而受限。一方面，在一项小型短期临床研究中，将抑肽酶与人降钙素在结肠共同给药，未能增加人降钙素的生物利用度[104]。另一方面，Liu等人证明，多种酶抑制剂与胰岛素共同给药改善了大鼠中胰岛素的生物利用度[105]。由于需要高剂量才能产生效果，因此在长期治疗中使用抑制剂时必须谨慎，因为它们可能具有毒性效应[106]。反馈调节可能导致营养蛋白消化紊乱和蛋白酶分泌刺激[107]。酸化的有机酸，包括柠檬酸和酒石酸，也可以局部调节pH，使其偏离肽酶的最适值。柠檬酸通过创造低pH环境抑制肠道丝氨酸蛋白酶，并用于一些口服多肽剂型中[108]。 3.2.3黏膜粘附系统或黏液溶解剂 生物粘附药物递送系统的开发是为了延长药物在吸收部位的局部停留时间，加强与黏膜的接触以增加药物浓度梯度，并确保在没有管腔液体稀释或降解的情况下立即吸收。各种用巯基部分修饰的聚合物通过与黏液糖蛋白中富含半胱氨酸的亚结构域形成共价键，改善了黏膜粘附性[109]。基于硫醇化聚合物的胰岛素微片口服给药可显著降低糖尿病小鼠的血糖水平[110]。Thiomatrix GmbH开发了一种肠溶包衣剂型，含有由硫醇化壳聚糖组成的超多孔水凝胶，可将人体肠道停留时间延长45-60分钟[111]。 尽管N-乙酰半胱氨酸在人体中具有确定的安全性，并获准用于呼吸系统和腹部疾病，但将NAC或其他黏液溶解剂与其他方法结合的兴趣不大。部分原因是黏液产生的高度变异性、制剂中需要高浓度的黏液溶解剂，以及二硫键还原也可能降解某些多肽[112]。然而，黏液溶解酶如木瓜蛋白酶或菠萝蛋白酶可以切割黏液凝胶层内的特定蛋白质亚结构，可能是一个更好的选择[113]。Muller获得的体内结果表明，木瓜蛋白酶功能化的聚丙烯酸纳米粒子具有更强的穿越黏液层的能力[114]。用不同黏液溶解蛋白酶修饰的其他粒子也显示出与体内结果相关的黏液渗透行为[115]。另一项研究中，添加海藻糖后，带负电荷的纳米粒子（如二氧化硅和银纳米粒子）能更好地渗透猪肠黏液的孔隙[116]。 3.3 用于多肽口服递送的新型装置 电子和材料方面的现代进展使人们重新关注口服药物递送装置。它们类似于更常规的口服固体制剂，但带有小型电子和/或机械元件。利用微针胶囊、超声波、肠道贴片和微粒系统的临床前研究显示出有望进一步提高治疗剂的口服生物利用度[117]。 3.3.1微针胶囊 用于多肽口服递送的原型微针胶囊基于通过空心或实心微针直接刺穿黏膜来增加渗透[118]。Rani Therapeutics开发了一种被称为“机器人药丸”的胶囊，据称在临床前研究中胰岛素的生物利用度超过50%，并已完成使用未载药胶囊的I期研究。气体反应提供动力，使涂有药物的可降解糖基微针穿透上皮。Traverso等人最近一项不相关的研究表明，与皮下注射相比，他们特定的不锈钢微针系统在猪身上获得了改善的胰岛素生物利用度[119]。 Abramson等人最近提出了一种装置，由用于胃内药物递送的自我定向毫米级施用器组成[120]（图9）。得益于龟壳形状，该装置可以自我定向使其底部与胃黏膜接触，从而允许通过毫柱系统将药物注入组织。在猪中，装载胰岛素的SOMA装置和皮下注射同样降低了血糖水平。这些新技术的安全性方面尚待评估。 3.3.2超声波和肠道贴片系统 Schoellhammer等人研究了在离体和体内猪胃肠道组织中局部应用低频一分钟超声波处理[121]。超声波应用使得3-kD和70-kD的葡聚糖能够贯穿渗透离体结肠组织。肠道贴片系统基于粘附在肠壁上的微型装置的单向药物释放库[118, 122]。基于肠道贴片的装置正在为口服递送胰岛素、艾塞那肽、降钙素、干扰素-α、促红细胞生成素和人粒细胞集落刺激因子而开发[123]。Gupta等人通过将黏膜粘附装置置入大鼠空肠，评估了其递送艾塞那肽和胰岛素的效果。与肠道注射相比，他们分别获得了13倍和80倍的相对生物利用度增加[124]。与皮下注射1 U/kg胰岛素相比，含有微贴片的胶囊口服给药使大鼠血浆葡萄糖降低了22%。主要不便之处是需要与黏液强力结合，以避免被胃液或消化食物冲走。 图9：基于SOMA装置的大分子口服胃递送的机械API定位和注射示意图。经许可改编自[120]。 3.3.3微粒载体系统 应用于口服递送领域的纳米技术具有潜在应用，即保护有效载荷免受系统性前降解、靶向胃肠道区域的上皮受体以及提高渗透性[125]。纳米尺寸递送载体已被研究用于口服递送抗生素、疫苗、癌症治疗剂和生物制剂[19]。临床试验中的实际纳米载体包括用于口服递送胰岛素的钙纳米粒子、二氧化硅纳米粒子和肝脏靶向脂质体（表2）。Homayun等人全面综述了临床前研究中用于口服药物递送的其他先进微粒载体[126]。维生素B12纳米粒子口服递送系统也正处于临床前研究阶段，以胰岛素和人生长激素为有效载荷。壳聚糖与阴离子聚合物或肽形成的纳米复合物也在动物模型中证明了增强的口服胰岛素递送效果[127]。 表2：用于多肽口服递送的纳米载体临床试验 3.4 临床试验中的策略 高效的口服多肽递送存在主要的理化和生理学挑战。研究者试图在同一制剂中解决系统性前降解和渗透性差的问题。一种常见的方法是将肽酶抑制剂与吸收修饰辅料或化学渗透促进剂结合。这些通常配制成肠溶包衣剂型[12]，尽管与Eligen®技术的主要候选PE水杨酸钠配制的制剂似乎不需要包衣。除了避免胃酶和低pH降解外，肠溶包衣胶囊和片剂还避免了PE和大分子在胃中的稀释和过早释放。此外，包衣有助于促进两者在同一区域以高浓度共释放，以最大化肠道渗透性[128]，这是最大化有效载荷递送的制剂目标。 将PEs掺入常规口服剂型被认为是解决大分子渗透性的一种相对基础的技术方法[129]。PEs可以方便地使用标准制药工艺与API混合，这使得生产简单、经济且易于放大。该技术似乎适用于一系列剂型：片剂和胶囊，以及溶液和混悬剂[130]。由于不需要复杂且昂贵的制剂，与纳米技术和基于装置的系统相比，PEs在商业上更具吸引力[131]。因此，目前针对口服多肽临床试验中的大多数制剂都是基于PEs，而大多数纳米技术和基于装置的系统仍处于临床前研究阶段[12]。如果基于PE的制剂仅对极少数多肽（高效、稳定、长半衰期、分子量相对较低且治疗指数大）被证明有效且在商业上可行，这种情况可能会改变。 4. 肠道渗透促进剂 4.1 概述 增加多肽口服生物利用度的最简单方法之一是使用肠道PEs。它们通常是能够瞬时增加共同给药的有效载荷跨越小肠上皮渗透性的辅料。对吸收促进剂的研究始于20世纪60年代，当时EDTA被证明能增加大鼠和狗对肝素的吸收[132]。此后，许多化合物在体外和体内研究中被证明是低渗透性分子的有效PEs[133,134]。对这些类别中大多数与多肽合用的合成化学PEs已有全面分析[129]，其中一些总结在表3中。天然来源的渗透促进剂由Peterson等人总结[135]。 从根本上说，药物渗透是通过细胞旁PEs（通过打开TJ）或跨细胞PEs（通过增加质膜渗透性）来促进的（图10）。细胞旁PEs可进一步分为第一代或第二代[136]。第一代包括临床进展更快的TJ开放剂，它们通过调节TJ的细胞内信号机制起作用。第二代PEs（通常是多肽本身）被设计得更具靶向性，通过直接破坏TJ蛋白具有特定的作用机制，但尚未进入临床试验。它们包括闭合蛋白毒素（ZOT）、产气荚膜梭菌肠毒素的C端片段（C-CPE）、蜂毒素、促卵泡激素融合的闭合蛋白肽和紧密连接蛋白肽（表3）。 图10：PE作用的模式。经许可改编自[129]。 跨细胞PEs通过两种机制改变上皮渗透性：可逆地扰动上皮质膜[129]，或与活性物质发生物理相互作用以改善被动跨细胞渗透[137]。大多数表面活性剂型PEs通过去污剂作用增加肠道膜流动性并改变质膜的结构完整性，从而改变肠膜的天然解剖结构。这种作用机制解释了为什么在使用PEs时，需要在增加多肽渗透性和毒性之间保持平衡。PEs的任何效应应该是局部和短暂的。 表3：肠道渗透促进剂及其作用机制摘要。改编自[129]。 4.2 口服多肽递送临床试验中PEs的考虑因素 目前有超过50项临床试验表明PEs能增加低渗透性分子的口服吸收，这主要是通过使用表面活性剂实现的[106]。在Caco-2单层、离体肠组织黏膜和大鼠模型中增加渗透性的PEs也可能提高人类的口服生物利用度，但这并不能保证，因为此类研究主要基于与有效载荷的混合物，而非口服制剂。此外，在尝试从临床前研究预测人类口服生物利用度时，必须考虑最终制剂的放大、PE剂量、稀释、扩散、以及PE和有效载荷在人体胃肠道转运过程中的释放，以及人肠液中酶、胆汁盐和脂质的影响。这些试验中最广泛测试的PEs包括Eligen®载体、MCFAs、酰基肉碱、胆汁盐和EDTA[153]（表4）。 MCFA癸酸钠和其钙衍生物水杨酸钠因其在专有递送平台中超过20年的开发历史以及在人体试验中的测试次数超过任何其他PEs而特别受关注。C10最初由Elan Pharma开发为口服固体制剂的主要成分，随后经许可由Merrion Pharmaceuticals作为GIPET™用于口服多肽递送，并再次经许可由Ionis Pharmaceuticals用于口服递送反义寡核苷酸。SNAC由Emisphere开发，作为其Eligen®载体技术的先导剂。诺和诺德最终在2012年许可了GIPET™和Eligen®，以评估与其胰岛素和GLP-1类似物的合用，最终选择专注于与其高效、稳定、长半衰期（160h）的注射用GLP-1类似物司美格鲁肽的SNAC片剂进行高级临床开发。 表4：临床试验中包含的用于生物药物口服全身递送的固体制剂技术示例 4.3 渗透促进剂C10简介 C10是癸酸的钠盐，一种脂肪族饱和的10碳中链脂肪酸（图11）。脂肪酸是消化过程中从甘油酯中大量释放的普遍存在的营养素。它们也以低毫摩尔浓度存在于各种营养来源中，包括牛奶。C10在美国和欧盟均被批准作为食品添加剂，没有每日摄入量限制；最近得出结论，其在食品中的存在不应影响人类健康[155]。 图11：癸酸钠结构 C10是一种可溶性阴离子表面活性剂，对pH和离子强度变化敏感。与其他可电离表面活性剂一样，C10的临界胶束浓度值取决于介质组成（表5）。在较高离子强度的缓冲液中，胶束在较低浓度下形成，因为介质中的抗衡离子与阴离子头基紧密相互作用。因此，改变离子强度会改变C10在小肠中的游离单体浓度。 表5：不同缓冲液中C10的CMC报告值，摘自[156]。 C10在临床中改善肠道药物吸收的能力已在氨苄青霉素直肠栓剂中得到证实，该产品因此获准在瑞典（1992年）和日本（1985年）上市。Doktacillin™栓剂由Astra Pharma销售，含有氨苄青霉素、C10和硬脂。该制剂中包含C10将氨苄青霉素在人体直肠的生物利用度从13%提高到23%[162]。Doktacillin™现已成为Meda产品组合的一部分，但已不再销售[162]。此后，Merrion Pharma在临床试验中将其作为口服固体制剂（GIPET™）评估了多种低渗透性活性物质的递送，包括选定的小分子和大分子[163]。 4.4 渗透促进剂SNAC简介 SNAC是一种水杨酸的合成N-乙酰化氨基酸衍生物（图12）。它是在筛选能够“引导”低渗透性有效载荷穿过肠道的基于载体的PEs时发现的[164]。 图12：SNAC结构 超过1500种化合物的载体库统称为Eligen®，构成了Emisphere Technologies的产品组合。SNAC是测试最广泛的载体，也是唯一获批用于提高口服生物利用度的口服制剂中的PE，尽管是与小分子氰钴胺/SNAC合用[165]。值得注意的是，这种口服维生素B12形式是根据医疗食品监管途径获批的，该途径不必满足药物批准所需的相同标准，尽管医疗食品的监管要求仍高于膳食补充剂[166]。 Emisphere为SNAC获得了公认安全状态，这使得氰钴胺/SNAC能够通过医疗食品监管途径开发。PE获得GRAS状态也可能减轻了诺和诺德口服司美格鲁肽项目相关的一些可感知安全风险。在20世纪90年代，SNAC的初始重点是开发低渗透性大分子肝素的口服制剂[167]。在其他临床前研究中，它也改善了多肽（鲑鱼降钙素和胰岛素）[168]以及低渗透性小分子（如色甘酸）[169]的肠道渗透。 SNAC已在多种剂型中进行测试：掩味液体、片剂和软明胶胶囊。与C10类似，SNAC可以使用常规工艺与活性药物成分混合，这使得制造未包衣口服片剂剂型经济且相对易于放大。 4.5 C10和SNAC的肠道吸收促进能力 PEs可以通过多种机制的组合来提高渗透性。此类机制包括打开紧密连接以增加细胞旁渗透性、降低黏液粘度、抑制上皮外排泵、与有效载荷复合/疏水化、增加膜流动性以及（间接地）通过肽酶抑制。C10和SNAC的各种作用机制先前已使用细胞生物学和理化技术进行了研究，包括膜荧光、蛋白质印迹、电泳迁移、分子成像和物理分析。特别值得关注的是，在体外测定中确定的复杂机制可能无法反映真实机制，因为体外使用的PE浓度通常低于体内使用的有效剂量。因此，由于在人体胃肠道管腔转运过程中溶解、扩散和稀释的变异性，对于特定区域小肠上皮壁处PE和有效载荷的实际局部浓度存在不确定性。 4.5.1 C10诱导肠道上皮渗透性增强的机制 C10的作用模式已使用不同的细胞模型在体外进行了广泛研究。从这些研究中，图13总结概括了C10对肠道上皮可能的多重效应。在低浓度下，使用相对较低浓度的C10可增加亲水性小分子跨Caco-2单层的渗透性，这与单层完整性丧失无关，并伴有跨上皮电位的可逆降低，表明存在细胞旁机制。在Ussing槽中离体大鼠和人类肠组织黏膜上改变渗透性所需的较高浓度与跨细胞扰动相关。在Caco-2单层中较高浓度下的作用模式研究也暗示了涉及激活膜结合磷脂酶C的细胞旁机制。由此产生的肌醇三磷酸增加导致细胞内钙增加，进而激活钙调蛋白和肌球蛋白轻链激酶。这一事件触发连接周肌动球蛋白环收缩，从而允许紧密连接渗透性增加。 图13：C10的作用模式示意图。该图展示了C10通过细胞旁通量（左）和跨细胞扰动（右）诱导药物跨肠黏膜渗透性的可能作用机制。缩写：PLC: 磷脂酶C；PIP2: 磷脂酰肌醇-4,5-二磷酸；DAG: 二酰基甘油；PKC: 蛋白激酶C；IP3R: 肌醇三磷酸受体；MLC: 肌球蛋白轻链；CAM: 钙调蛋白；ZO: 闭锁小带蛋白；JAM: 连接粘附分子。图片基于Servier Medical Art模板创建，遵循知识共享署名许可。 然而，涉及药理学抑制剂的研究并不是离散细胞旁效应的确凿证据。在HT29/B6人肠单层中的阻抗谱也表明C10通过细胞旁机制起作用；这与闭合蛋白5和三细胞蛋白的移除或重新分布相关。然而，由于未进行跨细胞扰动评估，该研究的数据也不能为单独的细胞旁模式提供结论性证据。此外，多项研究表明C10在8-13 mM浓度下也会破坏细胞膜。C10还引起Caco-2细胞ATP泄漏，这可能是质膜扰动的结果。一种解释是细胞通过涉及黏膜修复的补偿性细胞内信号过程来应对C10的初始膜扰动挑战，从解散TJ开始，以上皮重新封闭结束。然而，支持主要由扰动驱动的机制的最有力证据来自活Caco-2细胞的高内涵图像分析。C10在检测到质膜渗透性变化之前增加了Caco-2细胞内的钙离子。C10改变了质膜和线粒体膜的完整性，表明存在扰动；重要的是，这些也是诱导渗透性增加所需的最低浓度。C10优先置换MDCK细胞脂筏中闭合蛋白4和5的能力澄清了其主要作用模式为膜扰动，这与表面活性剂特性一致。 其他证据来自最近一项使用离体大鼠肠黏膜在Ussing槽中进行的表面活性剂筛选，其中C10引起浓度依赖性的上皮组织学损伤增加。鉴于在组织和动物模型中渗透增强与黏膜扰动之间的密切关联，因此，细胞保护剂前列腺素类似物米索前列醇能同时预防C10诱导的Caco-2单层亲水性标记物通量增加和细胞损伤也就不足为奇了。从这些论点来看，片剂中使用的高浓度C10在体内也可能引起一定程度的轻度可逆性黏膜扰动，类似于阿司匹林、酒精和辛辣食物所见。在一项含C10的人体氨苄青霉素直肠制剂研究中，有轻度可逆性黏膜扰动的证据，尽管数据受到制剂高渗性的干扰。虽然不能断定相对静态的直肠黏膜隔室的黏膜扰动直接外推至转运相对较快的小肠，但C10很可能在暴露于小肠上皮的高浓度下短时间内引起轻度可逆的区域性扰动，随后在几分钟内几乎完全吸收。 4.5.2 SNAC诱导肠道上皮渗透性增强的机制 为了解释SNAC如何改善肠道渗透性，提出了与C10不同的作用模式。在20世纪90年代，Emisphere提出SNAC通过与药物分子缔合形成可转运的疏水性复合物来提高被动跨细胞渗透。假说是载体与有效载荷结构部分之间的偶极-偶极非共价相互作用导致后者构象改变，暴露出有利于跨细胞渗透的疏水区域（图14）。而且，由于是弱缔合，载体和药物在进入血液循环后通过简单稀释解离。 图14：Eligen®递送技术在肠上皮中的机制示意图。 因此，SNAC与肝素以及胰岛素的相互作用被认为是通过氢键和/或疏水相互作用增加脂溶性，允许复合物溶于脂质双分子层。支持这一假说的是，SNAC在17 mg/ml的浓度下改善了胰岛素的渗透，但未改善放射性标记甘露醇的渗透，表明该效应与打开紧密连接或屏障完整性下降无关，这一解释得到了共聚焦显微镜的支持[184]。 然而，更能反映体内浓度的更高浓度SNAC（50 mg/ml）导致Caco-2单层TEER完全丧失和甘露醇渗透性增加36倍[185]，这些数据不允许就机制做出明确结论，因为如此高的浓度也损害了Caco-2模型。在Ussing槽中安装的离体大鼠空肠黏膜上，SNAC提高了极性标记分子6-羧基荧光素的通量，但未提高甘露醇的通量，且未降低TEER值[186]。作者认为SNAC确实利用跨细胞途径而非TJ来允许亲水性极性电离分子的渗透，并且颇有争议地提出SNAC降低了CF的电荷，从而改善了在上皮分配的能力。与Caco-2研究类似，当SNAC以165 mM浓度添加到空肠黏膜时，TEER下降，甘露醇的渗透系数增加[186]，表明发生了损害事件。 其他Caco-2研究也支持跨细胞机制；Malkov等人[187]检测到在SNAC存在下，荧光标记的肝素细胞内信号增加，而免疫组化数据表明在肝素通量期间F-肌动蛋白或放线霉素环没有变化。Ding等人[188]使用等温滴定量热法和傅里叶变换红外光谱研究了色甘酸和SNAC之间的相互作用，得出结论：SNAC的芳香环通过其2-羟基苯甲酰胺基序插入色甘酸的芳香环之间，导致复合物疏水性增加和色甘酸水合减少。乳酸脱氢酶释放测量表明，SNAC存在下色甘酸跨Caco-2单层通量的增加与细胞损伤无关。 最近，诺和诺德为其GLP-1类似物司美格鲁肽的非肠溶包衣片剂提出了SNAC的新作用机制。使用结扎狗模型，他们发现仅通过胃部给予片剂即可实现全身递送[189]。理论是片剂在胃中快速崩解释放高浓度SNAC，瞬时提高胃液pH并灭活胃蛋白酶。据称SNAC保护司美格鲁肽免受胃蛋白酶影响，并增加溶解度，导致司美格鲁肽跨胃黏膜的浓度依赖性通量增加，使用跨细胞机制，因为片剂与上皮紧密接触。图15总结了SNAC与司美格鲁肽配用时在胃中可能产生的效应。 图15：诺和诺德提出的口服司美格鲁肽跨胃上皮吸收理论。经许可改编自参考文献[189]。蓝色圆圈 = 司美格鲁肽；橙色圆圈 = SNAC。图片基于Servier Medical Art模板创建，遵循知识共享署名许可。 通过将重点从构象变化和脂溶性增加转向提高胃pH值，该理论将焦点从膜扰动上移开。此外，作者认为该机制对司美格鲁肽高度特异，因为SNAC与另一种GLP-1类似物利拉鲁肽混合物的类似研究未导致跨人胃上皮细胞培养单层的通量增加[189]。SNAC的部分作用似乎是使司美格鲁肽转化为渗透性更高的单体形式，并且在胃特异性片剂中配用时似乎效果更好。