ウィンドケッセルモデル
P s d = P ( T s ) = P s s e − T s C R + I 0 T s R ( π C R ) T s 2 + ( π C R ) 2 ( e − T s R C + 1 ) {\displaystyle P_{sd}=P(T_{s})=P_{ss}e^{\frac {-T_{s}}{CR}}+{\frac {I_{0}T_{s}R(\pi CR)}{T_{s}^{2}+(\pi CR)^{2}}}\left(e^{\frac {-T_{s}}{RC}}+1\right)}
として求められる Psd を用いて、
c 2 = P s d e T s C R = P s s + I 0 T s R ( π C R ) T s 2 + ( π C R ) 2 ( 1 + e T s C R ) {\displaystyle c_{2}=P_{sd}e^{\frac {T_{s}}{CR}}=P_{ss}+{\frac {I_{0}T_{s}R(\pi CR)}{T_{s}^{2}+(\pi CR)^{2}}}\left(1+e^{\frac {T_{s}}{CR}}\right)}
となる。上記の結果から収縮期・拡張期いずれにおいても、一回拍出量に相関する I0 と動脈コンプライアンス C 、また末梢血管抵抗を表す R が動脈圧波形に関与することが分かる。
3要素モデルでは、更に大動脈基部の特性インピーダンスを考慮に入れる。大動脈弁による抵抗を説明するため、上述の2要素モデルに抵抗 r を追加する。心臓から拍出される血流に対する抵抗は大動脈弁の開閉により変動する。このモデルは以下の微分方程式で表される。
( 1 + r R ) I ( t ) + r C d I ( t ) d t = P ( t ) R + C d P ( t ) d t {\displaystyle \left(1+{\frac {r}{R}}\right)I(t)+rC{\frac {dI(t)}{dt}}={\frac {P(t)}{R}}+C{\frac {dP(t)}{dt}}}