Las distintas modalidades de la Imagen Médica tienen un mismo objetivo, obtener una imagen que represente un parámetro físico de interés del interior del paciente. Y para todas ellas la calidad final de la imagen médica viene determinada por cómo de bien se represente la verdadera distribución espacial que el parámetro físico tiene en el interior paciente. Para poder obtener una imagen médica de calidad es necesario conocer en profundidad la física implicada en el proceso de medida. El conocimiento de los fundamentos físicos en los que se basa cada una de las técnicas de Imagen Médica nos permite conocer los factores que van a contribuir a la degradación de las magnitudes que definen la calidad de la imagen. Dentro de este contexto de Imagen Médica y calidad de imagen, la motivación de este trabajo es la mejora de la calidad de imagen obtenida para la técnica de Tomografía de Emisión de Positrones. Durante los últimos años se ha desarrollado un creciente interés por el diseño de sistemas PET para aplicaciones específicas. Dos de estas aplicaciones son la imagen de animales pequeños, orientada a la investigación preclínica; y la mamografía por Emisión de Positrones, orientada al estudio del cáncer de mama ( PEM ). La técnica PET orientada a la imagen de animales pequeños de laboratorio tiene un papel relevante dentro del contexto de investigación biomédica. El aumento del número de enfermedades humanas que se estudian mediante modelos con animales tiene como consecuencia que el PET de animales pequeños represente una herramienta no invasiva indispensable, ya que permite la evaluación de las funciones biológicas para estos animales. Además, la utilización de la técnica PET para animales pequeños también permite el desarrollo de nuevos radiotrazadores, obtener imágenes de la expresión génica, la monitorización de la terapia génica y el desarrollo de nuevos modelos en animales. Por su parte, la técnica PEM surge de la necesidad de una mayor especi cidad y sensibilidad en el diagnóstico del cáncer de mama. Los métodos morfológicos como la ecografía o la mamografía de rayos X muestran lesiones producidas por el cáncer, no el propio cáncer. Es más, el cáncer se caracteriza muy a menudo por tener estructuras de bajo contraste en el dominio de los rayos X de baja energía, especialmente para el caso de paciente con glándulas mamarias densas. Por otra parte la alta tasa de falsos positivos conlleva un gran número de biopsias innecesarias y los falsos negativos consecuencias fatales para la paciente. Otras técnicas como la MRI o la ecografía no han demostrado ser más e cientes. Por lo que la técnica PEM surge de la necesidad de cubrir las limitaciones existentes en el diagnóstico del cáncer, además de permitir su estadiaje biológico. Debido a su diferente geometría y a la necesidad de un rendimiento mayor que en el caso de un escáner de cuerpo entero, estas aplicaciones requieren una instrumentación específica que procure el requerido rendimiento global del sistema. Una de las principales motivaciones en el trabajo de nuestro grupo ha sido el desarrollo de sistemas que presenten un compromiso entre un elevado rendimiento del sistema y un reducido coste de fabricación. En este contexto, nuestro grupo ha desarrollado, actualmente en el mercado, el AlbiraPET, sistema PET de animales pequeños, y el MAMMI, orientado al cáncer de mama. Ambos sistemas están basados en el mismo diseño modular. El uso de cristales continuos es una elección que evita el aumento de coste que implica la segmentación en píxeles de los cristales, ya que para cada uno de los cristales hay que cortar, pulir, y cubrir con pintura. Dichas tareas implican un trabajo mecánico y de mano de obra muy laborioso en el que muchos de los cristales resultan defectuosos. El uso de PSPMT, debido a un precio por unidad de área que es aceptable para nuestros sistemas, y el algoritmo del centro de gravedad (CoG), ya que permite reducir el número de canales electrónicos requeridos, nos permite mantener el compromiso entre rendimiento y coste. Una sencilla y barata mejora del algoritmo CoG analógico, la simple introducción de un sumador, nos permite obtener la profundidad de interacción, DOI ( Depth of Interaction ), del rayo incidente, basándonos en la correlación existente entre la anchura de la distribución de luz y la profundidad de interacción. Para la técnica PET, debido a la elevada energía de los rayos implicados, el grosor en profundidad de los cristales es tal que, de no tener en cuenta la DOI, se produce lo que se conoce como error de paralaje, sección 2.3.2, y que tiene como consecuencia una degradación de la resolución de la imagen. Con el propósito de mejorar la resolución en la imagen obtenida para nuestro sistema PET de animales pequeños, en el capítulo 3 se presenta la implementación de la corrección por DOI en el procesado de datos y se estudia sus efectos en la calidad de la imagen final para este sistema. En el capítulo 4, y dado el papel relevante que representa la DOI para la geometría de nuestros sistemas, se introduce una sencilla y barata modificación de la geometría y material detector que permite una mejora en la codificación de la DOI. En el uso rutinario de MAMMI las imágenes deben ser corregidas por uniformidad, tiempo muerto, coincidencias aleatorias, coincidencias dispersadas y atenuación, factores de degradación de la imagen que disminuyen la e ciencia en la detección de lesiones. En el capítulo 5 se presenta una caracterización de la calidad de la imagen obtenida tras aplicar las distintas correcciones para medidas cuyas condiciones se asemejen a las condiciones que se dan en el trabajo clínico rutinario. Finalmente, el capítulo 6 resume las principales conclusiones e introduce una propuesta del trabajo futuro a realizar en función de los resultados obtenidos.